JP2672896B2 - X-ray imaging device - Google Patents
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Landscapes
- Apparatus For Radiation Diagnosis (AREA)
- Transforming Light Signals Into Electric Signals (AREA)
Description
【０００１】[0001]
【産業上の利用分野】この発明は、Ｘ線撮像装置に関す
るものである。特に、Ｘ線治療装置などに利用できるＸ
線撮像装置に関するものである。BACKGROUND OF THE INVENTION 1. Field of the Invention The present invention relates to an X-ray image pickup device . In particular, Ru can be used for, such as X-ray therapy equipment X
The present invention relates to a line imaging device .
【０００２】[0002]
【従来の技術】従来のＸ線撮像装置の構成を図６を参照
しながら説明する。図６は、従来のＸ線撮像装置を示す
ブロック図である。2. Description of the Related Art The structure of a conventional X-ray imaging apparatus will be described with reference to FIG. FIG. 6 is a block diagram showing a conventional X-ray imaging apparatus.
【０００３】図６において、(２)はＸ線管、(12)はＸ線
管(２)に接続されたＸ線管制御器、(９)はコリメータ、
(３)は頭部からみた患者、(13)はイメージ・インテンシ
ティファイア（以下、「Ｉ．Ｉ．」という。）、(14)は
光学系、(15)はオートアイリス、(16)はＴＶカメラ、(1
7)はＴＶカメラ(16)に接続されたカメラ・コントロール
・ユニット（以下、「Ｃ．Ｃ．Ｕ」という。）、(18)は
Ｃ．Ｃ．Ｕ(17)に接続されたアナログ／デジタル変換器
（以下、「Ａ．Ｄ．Ｃ」という。）、(19)はＡ．Ｄ．Ｃ
(18)に接続された計算機である。In FIG. 6, (2) is an X-ray tube, (12) is an X-ray tube controller connected to the X-ray tube (2), (9) is a collimator,
(3) is a patient seen from the head, (13) is an image intensity firer (hereinafter referred to as "II"), (14) is an optical system, (15) is an auto iris, and (16) is a TV. Camera, (1
7) is a camera control unit (hereinafter referred to as "CCU") connected to the TV camera (16), and (18) is a C.C.U. C. An analog / digital converter (hereinafter referred to as "ADC") connected to U (17), (19) is an A.D. D. C
It is a computer connected to (18).
【０００４】つぎに、前述した従来例の動作を図７を参
照しながら説明する。図７(ａ)〜(ｄ)は、従来の画像歪
み補正方法を示す図である。図７(ａ)はメッシュ画像、
同図(ｂ)は(ａ)図に対応する真の座標をそれぞれ示し、
同図(ｃ)はエリアＳ内の画素Ｐの補間を示し、同図(ｄ)
はエリアＳ内の画素Ｐの真の座標を示す。Next, the operation of the above-described conventional example will be described with reference to FIG. 7A to 7D are diagrams showing a conventional image distortion correction method. Fig.7 (a) is a mesh image,
FIG. 2B shows true coordinates corresponding to FIG.
The figure (c) shows the interpolation of the pixel P in the area S, and the figure (d)
Indicates the true coordinates of the pixel P in the area S.
【０００５】Ｘ線管(２)は、Ｘ線管制御器(12)により制
御されてＸ線を発生する。コリメータ(９)により絞られ
たＸ線は、患者(３)を通過してＩ．Ｉ．(13)で検出さ
れ、光に変換される。この光は、光学系(14)及びオート
アイリス(15)を通過してＴＶカメラ(17)により撮像され
る。Ｃ．Ｃ．Ｕ(17)により得られたアナログ信号は、
Ａ．Ｄ．Ｃ(18)によりデジタル信号に変換されて計算機
(19)に取り込まれる。計算機(19)において、取り込まれ
たデータはディスプレイ（図示しない）に写しだされ、
患者(３)の透視像が観察される。The X-ray tube (2) is controlled by an X-ray tube controller (12) to generate X-rays. The X-rays focused by the collimator (9) pass through the patient (3) and undergo an I.D. I. It is detected at (13) and converted to light. This light passes through the optical system (14) and the auto iris (15) and is imaged by the TV camera (17). C. C. The analog signal obtained by U (17) is
A. D. Computer converted by C (18) into digital signal
Incorporated in (19). In the computer (19), the captured data is displayed on the display (not shown),
A fluoroscopic image of the patient (3) is observed.
【０００６】しかしながら、Ｉ．Ｉ．(13)の表面は凸面
になっており、また、製作上の歪みなども存在する。こ
のため、計算機(19)のディスプレイ上に写しだされた画
像は歪んでいる。これを一般に糸巻き歪みと呼んでい
る。However, I.D. I. The surface of (13) is convex, and there are distortions in manufacturing. Therefore, the image projected on the display of the computer (19) is distorted. This is generally called pincushion distortion.
【０００７】例えば、図７(ｂ)に示すフィルム画像は、
Ｉ．Ｉ．(13)を通すと同図(ａ)に示すように見える。
Ｉ．Ｉ．(13)を使用した場合は、これをフィルムで写し
たときの像と同じにするために、変換しなければならな
い。この変換の方法は、画像の中心を「Ｏ」とすると、
長さ（ｒ）方向にどのくらい歪んでいるかをまず調べ
て、変換行列ｆを求め、Ｉ．Ｉ．(13)で得られた画像を
変換していた。また、図７(ｄ)に示すエリアＳ内の画素
Ｐの真の座標は、同図(ｃ)に示すようになっているの
で、これを補間して画素Ｐを求めていた。For example, the film image shown in FIG.
I. I. After passing through (13), it looks as shown in (a) of the same figure.
I. I. If (13) was used, it would have to be converted to make it the same as the image on film. With this conversion method, if the center of the image is "O",
First, it is checked how much the distortion is in the length (r) direction, the conversion matrix f is obtained, and I.I. I. The image obtained in (13) was converted. Further, since the true coordinates of the pixel P in the area S shown in FIG. 7D are as shown in FIG. 7C, this is interpolated to obtain the pixel P.
【０００８】[0008]
【発明が解決しようとする課題】上述したような従来の
Ｘ線撮像装置では、歪み補正が長さ（ｒ）方向のみであ
るので、精度を向上することができないという問題点が
あった。この発明は、前述した問題点を解決するために
なされたもので、歪み補正の精度を向上することができ
るＸ線撮像装置を得ることを目的とする。THE INVENTION Problems to be Solved] of conventional, such as described above
The X-ray imaging apparatus has a problem that the accuracy cannot be improved because the distortion correction is performed only in the length (r) direction. The present invention has been made to solve the above-mentioned problems, and can improve the accuracy of distortion correction.
It is an object of the present invention to obtain an X-ray image pickup device .
【０００９】[0009]
【課題を解決するための手段】この発明に係るＸ線撮像
装置は、歪みのないＸ−ＣＴ画像を取得する第１の撮像
手段と、前記Ｘ−ＣＴ画像を所定の位置が明らかな中心
投影画像へ変換する画像変換手段と、ビーム軸の位置が
明らかで歪みのある前記Ｘ−ＣＴ画像と同一部分のＸ−
ＴＶ画像を取得する第２の撮像手段と、前記中心投影画
像に対する前記Ｘ−ＴＶ画像の長さ及び回転方向の歪み
の値に基づいて前記Ｘ−ＴＶ画像の歪みを補正する補正
手段とを備えたものである。 X-ray imaging according to the present invention
The apparatus includes a first imaging to obtain a distortion-free X-CT image.
Means , image conversion means for converting the X-CT image into a central projection image having a predetermined position, and X-CT of the same portion as the X-CT image in which the position of the beam axis is clear and distorted.
Second image capturing means for acquiring a TV image, and correction for correcting the distortion of the X-TV image based on the values of the length and the rotation direction distortion of the X-TV image with respect to the central projection image.
It is obtained by a means.
【００１０】この発明に係るＸ線撮像装置は、診断時
に、患者の少なくとも一部を撮像して歪みのないＸ−Ｃ
Ｔ画像を出力する第１の撮像手段と、治療計画時に、前
記Ｘ−ＣＴ画像を中心投影画像へ変換する画像変換手段
と、前記患者の患部の位置が明らかな前記中心投影画像
を参照画像として表示する参照画像ディスプレイと、位
置決め時、ビーム軸の位置が明らかな前記患者の同一部
分を撮像して歪みのあるＸ−ＴＶ画像を出力する第２の
撮像手段と、前記参照画像に対する前記Ｘ−ＴＶ画像の
長さ及び回転方向の歪みの値に基づいて前記Ｘ−ＴＶ画
像の歪みを補正する補正手段と、前記画像歪みが補正さ
れたＸ−ＴＶ画像を表示する画像ディスプレイとを備え
たものである。The X-ray image pickup apparatus according to the present invention picks up an image of at least a part of a patient at the time of diagnosis to obtain a distortion-free X-C image.
A first imaging unit that outputs a T image, an image conversion unit that converts the X-CT image into a central projection image at the time of treatment planning, and the central projection image in which the position of the affected part of the patient is clear as a reference image. A reference image display for displaying, a second image pickup means for picking up an image of the same portion of the patient whose beam axis position is clear at the time of positioning, and outputting a distorted X-TV image; A correction means for correcting the distortion of the X-TV image based on the length of the TV image and the distortion value in the rotation direction; and an image display for displaying the X-TV image with the image distortion corrected. Is.
【００１１】[0011]
【作用】この発明に係るＸ線撮像装置においては、第１
の撮像手段によって、歪みのないＸ−ＣＴ画像が取得さ
れる。また、画像変換手段によって、前記Ｘ−ＣＴ画像
が所定の位置が明らかな中心投影画像へ変換される。さ
らに、第２の撮像手段によって、ビーム軸の位置が明ら
かで歪みのある前記Ｘ−ＣＴ画像と同一部分のＸ−ＴＶ
画像が取得される。そして、補正手段によって、前記中
心投影画像に対する前記Ｘ−ＴＶ画像の長さ及び回転方
向の歪みの値に基づいて前記Ｘ−ＴＶ画像の歪みが補正
される。In the X-ray imaging apparatus according to the present invention, the first
The X-CT image having no distortion is acquired by the image pickup means . Also, the image conversion means converts the X-CT image into a central projection image in which a predetermined position is apparent. Sa
In addition, the X-TV of the same portion as the X-CT image in which the position of the beam axis is clear and distorted by the second imaging means .
The image is acquired. Then, the correction unit corrects the distortion of the X-TV image based on the values of the length and the rotation direction distortion of the X-TV image with respect to the central projection image.
【００１２】この発明に係るＸ線撮像装置においては、
第１の撮像手段によって、診断時に、患者の少なくとも
一部が撮像されて歪みのないＸ−ＣＴ画像が出力され
る。また、画像変換手段によって、治療計画時に、前記
Ｘ−ＣＴ画像が中心投影画像へ変換される。また、参照
画像ディスプレイによって、前記患者の患部の位置が明
らかな前記中心投影画像が参照画像として表示される。
また、第２の撮像手段によって、位置決め時、ビーム軸
の位置が明らかな前記患者の同一部分が撮像されて歪み
のあるＸ−ＴＶ画像が出力される。また、補正手段によ
って、前記参照画像に対する前記Ｘ−ＴＶ画像の長さ及
び回転方向の歪みの値に基づいて前記Ｘ−ＴＶ画像の歪
みが補正される。そして、画像ディスプレイによって、
前記画像歪みが補正されたＸ−ＴＶ画像が表示される。In the X-ray imaging apparatus according to the present invention ,
At the time of diagnosis, at least a part of the patient is imaged by the first imaging means, and an X-CT image without distortion is output. Further, the image conversion means converts the X-CT image into a central projection image at the time of treatment planning. Further, the central projection image in which the position of the affected part of the patient is clear is displayed as a reference image by the reference image display.
In addition, the second imaging unit images the same portion of the patient whose beam axis position is clear at the time of positioning and outputs a distorted X-TV image. Further, the correction unit corrects the distortion of the X-TV image based on the length of the X-TV image with respect to the reference image and the distortion value in the rotation direction. And by the image display,
The X-TV image with the image distortion corrected is displayed.
【００１３】[0013]
【実施例】この発明に係るＸ線撮像装置の一実施例を図
１を参照しながら説明する。図１(ａ)は被写体のフィル
ム像の座標系であり、同図(ｂ)はテレビ画像の座標系を
示す図である。DETAILED DESCRIPTION OF THE PREFERRED EMBODIMENTS An embodiment of the X-ray imaging apparatus according to the present invention will be described with reference to FIG. FIG. 1A shows a coordinate system of a film image of a subject, and FIG. 1B shows a coordinate system of a television image.
【００１４】前述したように、画像歪みはＸ線フィルム
に写された被写体のＸ線フィルム像と、Ｘ線ＴＶの画像
間の写像と考えられる。図１(ａ)に示すフィルム像の座
標系において、Ｘ−Ｏ−Ｙはテストパターン上の座標系
であり、Ｘ’−Ｏ−Ｙ’は同図(ｂ)に示すテレビ画像の
座標系ｘ−ｏ−ｙに対応する座標系である。（Ｘ0，
Ｙ0）は歪みの中心である。また、テレビ画像の座標系
ｘ−ｏ−ｙは、走査線の方向により決まる。なお、それ
ぞれの座標系の単位は、それぞれｍｍとピクセルであ
る。As described above, the image distortion is considered to be a mapping between the X-ray film image of the subject imaged on the X-ray film and the X-ray TV image. In the film image coordinate system shown in FIG. 1A, X-O-Y is the coordinate system on the test pattern, and X'-O-Y 'is the coordinate system x of the television image shown in FIG. It is a coordinate system corresponding to -o-y. (X 0 ,
Y 0 ) is the center of distortion. Further, the coordinate system x-o-y of the television image is determined by the direction of the scanning line. The unit of each coordinate system is mm and pixel.
【００１５】（Ｘ，Ｙ）系と（Ｘ’，Ｙ’）系の間には
次の関係がある。The following relationship exists between the (X, Y) system and the (X ', Y') system.
【数１】 (Equation 1)
【数２】 (Equation 2)
【００１６】また、（Ｘ0’，Ｙ0’）と（Ｘ0，Ｙ0）と
の間には次の関係がある。Further, the following relationship exists between (X 0 ', Y 0 ') and (X 0 , Y 0 ).
【数３】 (Equation 3)
【数４】 (Equation 4)
【００１７】図１(ａ)において、Ｒ、ψは次のように表
される。In FIG. 1 (a), R and ψ are expressed as follows.
【数５】 (Equation 5)
【数６】 (Equation 6)
【００１８】ここで、ｒとＲとの間にはHere, between r and R
【数７】 の関係があると仮定する。（Ｘ，Ｙ）の写像される点の
推定値（ｘE，ｙE）は次のように表される。(Equation 7) Suppose there is a relationship. (X, Y) estimate of points mapping (x E, y E) is expressed as follows.
【数８】 (Equation 8)
【数９】 ここで、ｘ0＝ｋＸ0’、ｙ0＝ｋＹ0’（ｋ＝２．０ピク
セル／ｍｍとする。）である。(Equation 9) Here, x 0 = kX 0 ′ and y 0 = kY 0 ′ (k = 2.0 pixels / mm).
【００１９】さらに、テレビ画像のピクセルの縦横比
（アスペクト比）が１でないかも知れないので、それを
考慮すると以下のようになる。Further, since the aspect ratio of the pixels of the television image may not be 1, the following is taken into consideration.
【数１０】 (Equation 10)
【数１１】 [Equation 11]
【００２０】次にフィルム像（被写体）からテレビ画像
への変換行列ｆの性質について説明する。これまでの説
明で、Ｘ0、Ｙ0、θ、Ａr、ａ、ｂ、ｃの７つのパラメ
ータが存在するが、これらを推定するためには、フィル
ム像上の格子点（Ｘi，Ｙi）から推定値（ｘEi，ｙEi）
を求め、テレビ画像の格子点座標（ｘi，ｙi）とから以
下の式(12)を最小とするようなパラメータを得ればよ
い。Next, the nature of the conversion matrix f from a film image (subject) to a television image will be described. In the above description, there are seven parameters of X 0 , Y 0 , θ, Ar , a, b, and c, but in order to estimate these, the grid point (X i , Y i ) estimated value (x Ei , y Ei )
From the grid point coordinates (x i , y i ) of the television image, and a parameter that minimizes the following expression (12) may be obtained.
【数１２】 (Equation 12)
【００２１】さらに、そのときの残差ベクトル（ｘEi−
ｘi，ｙEi−ｙi）をパターン上にプロットすれば、変換
行列ｆについての上記の仮定から外れてくる歪みの分布
を求めることができる。この歪み分布を用いて得られた
テレビ画像を補正すれば、フィルム画像と同様な精度の
テレビ画像を得ることができる。Furthermore, the residual vector (x Ei −
By plotting x i , y Ei −y i ) on the pattern, it is possible to obtain the distribution of distortion that deviates from the above assumptions regarding the transformation matrix f. If a television image obtained using this distortion distribution is corrected, a television image with the same accuracy as a film image can be obtained.
【００２２】つづいて、この発明に係るＸ線撮像装置の
一実施例の構成を図２を参照しながら説明する。図２は
Ｘ線撮像装置の一実施例を示す構成図である。Next, the structure of an embodiment of the X-ray imaging apparatus according to the present invention will be described with reference to FIG. FIG. 2 is a configuration diagram showing an embodiment of the X-ray imaging apparatus.
【００２３】図２において、垂直照射装置(６)、レンジ
シフタ(７)、線量計(８)、及びコリメータ(９)は、地表
と垂直なビーム軸(１)上に、地表に向かって前述の順に
配置され、かつレンジシフタ(７)は垂直照射装置(６)の
内部に設けられている。Ｘ−ＣＴ(11)は通信装置(29)、
データバス(28)、及び通信装置(27)を介して計算機(19)
に接続されている。Ｘ線管(２)、Ｘ線管制御器(12)、
Ｉ．Ｉ．(13)、光学系(14)、オートアイリス(15)、ＴＶ
カメラ(16)、及びＣ．Ｃ．Ｕ(17)は、Ｘ線管(２)に接続
されたＸ線管制御器(12)とＴＶカメラ(16)に接続された
Ｃ．Ｃ．Ｕ(17)を除いて、ビーム軸(１)上に、地表に向
かって前述の順に配置されている。Ｘ線管(２)は線量計
(８)とコリメータ(９)との間に、かつコリメータ(９)は
Ｘ線管(２)とＩ．Ｉ．(13)との間に配置されている。
Ａ．Ｄ．Ｃ(18)はＣ．Ｃ．Ｕ(17)に接続されている。In FIG. 2, the vertical irradiator (6), range shifter (7), dosimeter (8), and collimator (9) are on the beam axis (1) perpendicular to the surface of the earth as described above toward the surface of the earth. They are arranged in order and the range shifter (7) is provided inside the vertical irradiation device (6). X-CT (11) is a communication device (29),
Computer (19) via data bus (28) and communication device (27)
It is connected to the. X-ray tube (2), X-ray tube controller (12),
I. I. (13), optical system (14), auto iris (15), TV
A camera (16), and C.I. C. U (17) is an X-ray tube controller (12) connected to the X-ray tube (2) and a C.U. connected to a TV camera (16). C. Except for U (17), they are arranged on the beam axis (1) toward the ground surface in the above-mentioned order. X-ray tube (2) is a dosimeter
(8) and the collimator (9), and the collimator (9) is connected to the X-ray tube (2) and the I.D. I. It is located between (13).
A. D. C (18) is C.I. C. It is connected to U (17).
【００２４】また、計算機(19)はＡ．Ｄ．Ｃ(18)に接続
されている。参照画像ディスプレイ(20)及び画像ディス
プレイ(21)は計算機(19)に接続されている。キャラクタ
ディスプレイ(22)、キーボード(23)及び操作パネル(24)
は計算機(19)に接続されている。タブレット(25)は計算
機(19)に接続されている。画像データファイル(26)、通
信装置(27)は計算機(19)に接続され、データバス(28)は
この通信装置(27)に接続されている。なお、位置決め時
および実際の治療時においては、患者(３)を仰むけに載
せる治療台(４)はコリメータ(９)とＩ．Ｉ．(13)との間
に配置されている。また、この治療台(４)には駆動装置
が内蔵されており、治療台(４)は計算機(19)に接続され
ている。The computer (19) is A. D. It is connected to C (18). The reference image display (20) and the image display (21) are connected to the computer (19). Character display (22), keyboard (23) and operation panel (24)
Is connected to a computer (19). The tablet (25) is connected to the computer (19). The image data file (26) and the communication device (27) are connected to the computer (19), and the data bus (28) is connected to this communication device (27). At the time of positioning and during actual treatment, the treatment table (4) on which the patient (3) is placed on his / her back is placed on the I.V. I. It is located between (13). A drive unit is built in the treatment table (4), and the treatment table (4) is connected to the computer (19).
【００２５】ところで、この発明の第１の撮像手段は、
前述した一実施例では通信装置(29)、データバス(28)、
及び通信装置(27)を介して計算機(19)に接続されたＸ−
ＣＴ(11)から構成され、この発明の第２の撮像手段は、
一実施例ではＸ線管(２)、Ｘ線管制御器(12)、Ｉ．Ｉ．
(13)、光学系(14)、オートアイリス(15)、ＴＶカメラ(1
6)、及びＣ．Ｃ．Ｕ(17)から構成され、この発明の画像
変換手段及び補正手段は、一実施例では計算機(19)から
構成されている。 By the way, the first image pickup means of the present invention is
In the embodiment described above, the communication device (29), the data bus (28),
And an X- connected to the computer (19) via the communication device (27)
The second imaging means of the present invention is composed of CT (11),
In one embodiment, the X-ray tube (2), the X-ray tube controller (12), the I.D. I.
(13), optical system (14), auto iris (15), TV camera (1
6), and C.I. C. An image of this invention composed of U (17)
The conversion means and the correction means comprise a computer (19) in one embodiment .
【００２６】次に、前述した一実施例の動作を図３を参
照しながら説明する。図３は前述した一実施例の動作の
流れを示す説明図である。あらかじめ、診断時におい
て、Ｘ−ＣＴ(11)によって、患部Ｋの位置が明らかな、
撮像された患者のＸ−ＣＴ画像が通信装置(29)、データ
バス(28)、通信装置(27)、および計算機(19)を介して画
像データファイル(26)に蓄積される。Next, the operation of the above-described embodiment will be described with reference to FIG. FIG. 3 is an explanatory diagram showing a flow of operations of the above-described embodiment. In advance, at the time of diagnosis, the position of the affected area K is clear by X-CT (11),
The imaged X-CT image of the patient is stored in the image data file (26) via the communication device (29), the data bus (28), the communication device (27), and the computer (19).
【００２７】治療計画時において、計算機(19)によっ
て、画像データファイル(26)に蓄積された、図３(Ａ)に
示す前記Ｘ−ＣＴ画像が、図３(Ｃ)に示す仮想したＸ線
管とＩ．Ｉ．の位置における、図３(Ｄ)に示す中心投影
画像に図３(Ｂ)において画像変換される。そして、この
中心投影画像が参照画像ディスプレイ(20)に表示される
(以下、「参照画像」という。)。この時、参照画像の識別
可能な任意の位置例えば骨の位置に、タブレット(25)に
よって、図３(Ｄ)に示すような少なくとも３個以上のラ
ンドマークＭ１、Ｍ２、およびＭ３が参照画像に付けら
れる。そして、計算機(19)によって、図３(Ｄ)に斜線部
で示す患部ＫとランドマークＭ１、Ｍ２、およびＭ３と
の位置関係が調べられる。At the time of treatment planning, the X-CT image shown in FIG. 3 (A) stored in the image data file (26) by the computer (19) is converted into a virtual X-ray image shown in FIG. 3 (C). Tube and I. I. The image is converted in FIG. 3B into the central projection image shown in FIG. Then, this central projection image is displayed on the reference image display (20).
(Hereinafter, referred to as "reference image"). At this time, at least three or more landmarks M1, M2, and M3 as shown in FIG. 3D are displayed on the reference image by the tablet (25) at an identifiable arbitrary position of the reference image, for example, a bone position. Attached. Then, the computer (19) examines the positional relationship between the affected area K and the landmarks M1, M2, and M3 shown by the shaded area in FIG. 3 (D).
【００２８】位置決め時において、図３(a)に示すよう
にＸ線管制御器(12)によって電圧が制御されたＸ線管
(２)により、治療台(４)上の患者(３)がＸ線照射され
る。Ｉ．Ｉ．(13)によって、ビーム軸の位置が明らか
な、集められた患者(３)のＸ線画像が光学画像に変換さ
れる。この光学画像が光学系(14)によって導かれ、ＴＶ
カメラ(16)の絞りを自動制御するオートアイリス(15)を
介して、ＴＶカメラ(16)によって撮像されて、電気信号
のアナログ信号に変換される。このアナログ信号がＣ．
Ｃ．Ｕ(17)を介してＡ．Ｄ．Ｃ(18)によって、デジタル
信号に変換されて、計算機(19)に供給される。この計算
機(19)によって、図３(b)に示すように前記デジタル信
号が周辺歪(糸巻き歪)の補正において長さ（ｒ）方向の
みだけでなく、回転（θ）方向、つまり、一次元及び二
次元方向を考慮して信号処理を施されて、画像ディスプ
レイ(21)に表示される(以下、「Ｘ−ＴＶ画像」とい
う。)。An X-ray tube whose voltage is controlled by an X-ray tube controller (12) as shown in FIG. 3 (a) during positioning.
By (2), the patient (3) on the treatment table (4) is irradiated with X-rays. I. I. By (13), the collected X-ray image of the patient (3), whose position of the beam axis is known, is converted into an optical image. This optical image is guided by the optical system (14) and
The image is captured by the TV camera (16) through the auto iris (15) that automatically controls the aperture of the camera (16), and converted into an analog signal of an electric signal. This analog signal is C.I.
C. A. via U (17) D. It is converted into a digital signal by C (18) and supplied to the computer (19). As shown in FIG. 3 (b), the digital signal is corrected not only in the length (r) direction but also in the rotation (θ) direction, that is, the one-dimensional direction, by the computer (19), as shown in FIG. Also, the signal processing is performed in consideration of the two-dimensional direction and the image is displayed on the image display (21) (hereinafter, referred to as “X-TV image”).
【００２９】この時、前述した参照画像と同じ位置に、
タブレット(25)によって、図３(c)に示すようなランド
マークＮ１、Ｎ２、およびＮ３がＸ−ＴＶ画像に付けら
れる。そして、計算機(19)によって、ビーム軸(１)の中
心(０)とランドマークＮ１、Ｎ２、およびＮ３との位置
関係が調べられて、前述した患部Ｋとビーム軸の中心
(０)との位置関係が調べられる。すなわち、図３(d)に
示すように、ビーム軸(１)の中心(０)が患部Ｋの中心に
一致するように、治療台(４)の移動量が計算される。ま
た、照射される荷電粒子線のビームの形状、線量、およ
びエネルギーが、前述した参照画像とＸ−ＴＶ画像とか
ら求められる。そして、前記移動量を表わす制御信号が
治療台(４)に出力されて、荷電粒子線が患部Ｋに正確に
照射されるように、治療台(４)が移動される。At this time, at the same position as the above-mentioned reference image,
With the tablet 25, landmarks N1, N2, and N3 as shown in FIG. 3C are attached to the X-TV image. Then, the computer (19) examines the positional relationship between the center (0) of the beam axis (1) and the landmarks N1, N2, and N3 to determine the above-mentioned affected part K and the center of the beam axis.
The positional relationship with (0) is checked. That is, as shown in FIG. 3D, the movement amount of the treatment table (4) is calculated so that the center (0) of the beam axis (1) coincides with the center of the affected area K. Further, the shape, dose, and energy of the beam of the charged particle beam to be irradiated are obtained from the above-mentioned reference image and X-TV image. Then, a control signal indicating the movement amount is output to the treatment table (4), and the treatment table (4) is moved so that the charged particle beam is accurately irradiated to the affected area K.
【００３０】実際の治療時において、患部Ｋの形状、深
さ、および荷電粒子線の吸収線量が、がん治療のパラメ
ータとなる。これらから、荷電粒子線がそれぞれ、コリ
メータ(９)、レンジシフタ(７)、および線量計(８)によ
って制御され、患部Ｋに照射される。すなわち、コリメ
ータ(９)によって、患部Ｋの形状に合わせて、荷電粒子
線のビームが整形される。レンジシフタ(７)によって、
患部Ｋの深さに応じて、物質透過時のエネルギー吸収に
より照射される荷電粒子線のエネルギーが変えられて、
荷電粒子線の飛程が変化させられる。また、線量計(８)
によって、荷電粒子線のどれだけの線量を照射させるか
がモニターされる。なお、この時、Ｘ線管(２)がビーム
軸(１)から影響のない位置へ移動されている。こうし
て、簡単に、自動的に、正確に位置決めがなされて、荷
電粒子線によるがん治療が行なわれる。At the time of actual treatment, the shape and depth of the affected area K and the absorbed dose of the charged particle beam are parameters for cancer treatment. From these, the charged particle beam is controlled by the collimator (9), the range shifter (7), and the dosimeter (8), respectively, and is irradiated onto the affected area K. That is, the beam of the charged particle beam is shaped by the collimator (9) according to the shape of the affected area K. By the range shifter (7),
Depending on the depth of the affected area K, the energy of the charged particle beam irradiated by the energy absorption at the time of substance transmission is changed,
The range of the charged particle beam is changed. Also, dosimeter (8)
Monitors how much of the charged particle beam is delivered. At this time, the X-ray tube (2) is moved from the beam axis (1) to a position where there is no influence. In this way, the positioning is performed easily, automatically, and accurately, and the cancer treatment by the charged particle beam is performed.
【００３１】図４はこの発明に係るＸ線撮像装置の他の
実施例を示す構成図である。図２の実施例と異なるとこ
ろは、下記の箇所である。第２の撮像手段がＸ線管
(２)、Ｘ線管制御器(12)、及び半導体検出器(13A)から
構成され、Ｘ線管(２)に接続されたＸ線管制御器(12)を
除いて、ビーム軸(１)上に、地表に向かって前述の順に
配置されている。また、半導体検出器(13A)によって、
集められたＸ線画像が電気信号のアナログ信号に変換さ
れて、Ａ．Ｄ．Ｃ(18)に出力される。FIG. 4 is a block diagram showing another embodiment of the X-ray imaging apparatus according to the present invention. The points different from the embodiment of FIG. 2 are the following points. The second imaging means is an X-ray tube
(2), the X-ray tube controller (12), and the semiconductor detector (13A), except for the X-ray tube controller (12) connected to the X-ray tube (2), the beam axis (1 ) Above, in the order mentioned above, towards the surface of the earth. Also, by the semiconductor detector (13A),
The collected X-ray image is converted into an analog signal of an electric signal, and A. D. It is output to C (18).
【００３２】図５は荷電粒子線の照射方向を示す構成図
である。この図に示すように、上記実施例では荷電粒子
線の照射方向、すなわちビーム軸(１)は地平線に対して
垂直方向であるが、ビーム軸(1a)は水平方向でもよい。
また、荷電粒子線のビーム軸(１)並びに(1a)上に、Ｘ線
管(２)及びＩ．Ｉ．(13)並びにＸ線管(2a)及びＩ．Ｉ．
(13a)が配置されているが、荷電粒子線のビーム軸(１)
並びに(1a)に直角な軸(1b)上に、Ｘ線管(2b)およびＩ．
Ｉ．(13b)が配置されても所期の目的を達成し得ること
はいうまでもない。こうすることにより、平面的な位置
決めだけでなく立体的な位置決めが可能になる。FIG. 5 is a configuration diagram showing the irradiation direction of the charged particle beam. As shown in this figure, in the above embodiment, the irradiation direction of the charged particle beam, that is, the beam axis (1) is vertical to the horizon, but the beam axis (1a) may be horizontal.
Further, on the beam axes (1) and (1a) of the charged particle beam, the X-ray tube (2) and the I.D. I. (13) and X-ray tube (2a) and I.D. I.
(13a) is arranged, but the beam axis of the charged particle beam (1)
And on the axis (1b) perpendicular to (1a), the X-ray tube (2b) and the I.D.
I. It goes without saying that the intended purpose can be achieved even if (13b) is arranged. By doing so, not only planar positioning but also three-dimensional positioning is possible.
【００３３】[0033]
【発明の効果】この発明に係るＸ線撮像装置は、以上説
明したとおり、歪みのないＸ−ＣＴ画像を取得する第１
の撮像手段と、前記Ｘ−ＣＴ画像を所定の位置が明らか
な中心投影画像へ変換する画像変換手段と、ビーム軸の
位置が明らかで歪みのある前記Ｘ−ＣＴ画像と同一部分
のＸ−ＴＶ画像を取得する第２の撮像手段と、前記中心
投影画像に対する前記Ｘ−ＴＶ画像の長さ及び回転方向
の歪みの値に基づいて前記Ｘ−ＴＶ画像の歪みを補正す
る補正手段とを備えたので、糸巻き歪の補正において長
さ（ｒ）方向のみだけでなく、回転（θ）方向、つま
り、一次元及び二次元方向を考慮でき、歪み補正の精度
を向上することができるという効果を奏する。As described above, the X-ray imaging apparatus according to the present invention acquires the first distortion-free X-CT image .
Image pickup means , image conversion means for converting the X-CT image into a central projection image in which a predetermined position is apparent, and X-TV in the same portion as the X-CT image in which the position of the beam axis is apparent and distorted. A second image pickup means for obtaining an image and a correction means for correcting the distortion of the X-TV image based on the values of the length and the distortion in the rotation direction of the X-TV image with respect to the central projection image are provided. Therefore, in the correction of the pincushion distortion, not only the length (r) direction but also the rotation (θ) direction, that is, the one-dimensional and two-dimensional directions can be taken into consideration, and the accuracy of the distortion correction can be improved. .
【００３４】また、この発明に係るＸ線撮像装置は、以
上説明したとおり、診断時に、患者の少なくとも一部を
撮像して歪みのないＸ−ＣＴ画像を出力する第１の撮像
手段と、治療計画時に、前記Ｘ−ＣＴ画像を中心投影画
像へ変換する画像変換手段と、前記患者の患部の位置が
明らかな前記中心投影画像を参照画像として表示する参
照画像ディスプレイと、位置決め時、ビーム軸の位置が
明らかな前記患者の同一部分を撮像して歪みのあるＸ−
ＴＶ画像を出力する第２の撮像手段と、前記参照画像に
対する前記Ｘ−ＴＶ画像の長さ及び回転方向の歪みの値
に基づいて前記Ｘ−ＴＶ画像の歪みを補正する補正手段
と、前記画像歪みが補正されたＸ−ＴＶ画像を表示する
画像ディスプレイとを備えたので、糸巻き歪の補正にお
いて長さ（ｒ）方向のみだけでなく、回転（θ）方向、
つまり、一次元及び二次元方向を考慮でき、歪み補正の
精度を向上することができ、ひいては、短時間で正確な
位置決めができるという効果を奏する。Further, as described above, the X-ray imaging apparatus according to the present invention includes the first imaging means for imaging at least a part of the patient and outputting the X-CT image without distortion at the time of diagnosis, and the treatment. An image conversion unit that converts the X-CT image into a central projection image during planning, a reference image display that displays the central projection image in which the position of the affected part of the patient is clear as a reference image, and a beam axis of the beam axis during positioning. A distorted X- image of the same portion of the patient whose position is known is imaged.
Second image pickup means for outputting a TV image; correction means for correcting the distortion of the X-TV image based on the values of the length and rotation direction distortion of the X-TV image with respect to the reference image; Since the image display for displaying the distortion-corrected X-TV image is provided, not only the length (r) direction but also the rotation (θ) direction in the correction of the pincushion distortion,
That is, one-dimensional and two-dimensional directions can be taken into consideration, the accuracy of distortion correction can be improved, and the accurate positioning can be achieved in a short time.
【図１】 この発明のＸ線撮像装置の一実施例に係る被
写体のフィルム像の座標系及びテレビ画像の座標系を示
す図である。FIG. 1 is a diagram showing a coordinate system of a film image of a subject and a coordinate system of a television image according to an embodiment of an X-ray imaging apparatus of the present invention.
【図２】 この発明のＸ線撮像装置の一実施例を示す構
成図である。FIG. 2 is a configuration diagram showing an embodiment of an X-ray imaging apparatus of the present invention.
【図３】 この発明のＸ線撮像装置の一実施例の動作の
流れを示す説明図である。FIG. 3 is an explanatory diagram showing a flow of operation of an embodiment of the X-ray imaging apparatus of the present invention.
【図４】 この発明のＸ線撮像装置の他の実施例を示す
構成図である。FIG. 4 is a configuration diagram showing another embodiment of the X-ray imaging apparatus of the present invention.
【図５】 この発明のＸ線撮像装置の荷電粒子線の照射
方向を示す構成図である。FIG. 5 is a configuration diagram showing an irradiation direction of a charged particle beam of the X-ray imaging apparatus of the present invention.
【図６】 従来のＸ線撮像装置を示すブロック図であ
る。FIG. 6 is a block diagram showing a conventional X-ray imaging apparatus.
【図７】 従来のＸ線撮像装置の画像歪み補正方法を示
す図である。FIG. 7 is a diagram showing a conventional image distortion correction method for an X-ray imaging apparatus .
(２) Ｘ線管、(12) Ｘ線管制御器、(13) イメージ・
インテンシティファイア、(16) ＴＶカメラ、(17) カ
メラ・コントロール・ユニット、(19) 計算機(21) 画
像ディスプレイ。(2) X-ray tube, (12) X-ray tube controller, (13) Image
Intensity Fire, (16) TV Camera, (17) Camera Control Unit, (19) Computer (21) Image Display.
Claims (2)
の撮像手段と、 前記Ｘ−ＣＴ画像を所定の位置が明らかな中心投影画像
へ変換する画像変換手段と、 ビーム軸の位置が明らかで歪みのある前記Ｘ−ＣＴ画像
と同一部分のＸ−ＴＶ画像を取得する第２の撮像手段
と、 前記中心投影画像に対する前記Ｘ−ＴＶ画像の長さ及び
回転方向の歪みの値に基づいて前記Ｘ−ＴＶ画像の歪み
を補正する補正手段とを備えたことを特徴とするＸ線撮
像装置。1. A distortion-free X-CT image is acquired.First
Imaging meansAnd the X-CT image is a central projection image in which a predetermined position is apparent.
Convert toImage conversion meansAnd the X-CT image in which the position of the beam axis is clear and distorted
X-TV image of the same part asSecond image pickup means
And the length of the X-TV image with respect to the central projection image and
Distortion of the X-TV image based on the value of the distortion in the rotation direction
To correctCorrection meansAndEquippedCharacterized byX-ray photography
Image device.
して歪みのないＸ−ＣＴ画像を出力する第１の撮像手段
と、 治療計画時に、前記Ｘ−ＣＴ画像を中心投影画像へ変換
する画像変換手段と、 前記患者の患部の位置が明らかな前記中心投影画像を参
照画像として表示する参照画像ディスプレイと、 位置決め時、ビーム軸の位置が明らかな前記患者の同一
部分を撮像して歪みのあるＸ−ＴＶ画像を出力する第２
の撮像手段と、 前記参照画像に対する前記Ｘ−ＴＶ画像の長さ及び回転
方向の歪みの値に基づいて前記Ｘ−ＴＶ画像の歪みを補
正する補正手段と、 前記画像歪みが補正されたＸ−ＴＶ画像を表示する画像
ディスプレイと を備えたことを特徴とするＸ線撮像装
置。2. Imaging at least a part of a patient at the time of diagnosis
Image pickup means for outputting an X-CT image free from distortion
And, at the time of treatment planning, converting the X-CT image into a central projection image
Image conversion means and the central projection image in which the position of the affected part of the patient is clear.
The same as the reference image display for displaying as a reference image and the patient whose beam axis position is clear during positioning.
Second, which captures a portion and outputs a distorted X-TV image
Image pickup means, and length and rotation of the X-TV image with respect to the reference image
The distortion of the X-TV image is compensated based on the value of the distortion in the direction.
Correcting means and image displaying the X-TV image in which the image distortion is corrected
An X-ray imaging apparatus comprising a display .
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|---|---|---|---|
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