JPH0559B2 - - Google Patents
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Description
【発明の詳細な説明】
（産業上の利用分野）
本発明は、被検体内部の特定部分を狙つて放射
線を照射する場合の放射線照射予定範囲を、CT
画像等を基にして決定するのに好都合な放射線照
射予定範囲表示方法および装置に関するものであ
る。Detailed Description of the Invention (Industrial Field of Application) The present invention provides a method for determining the planned radiation irradiation range when irradiating radiation to a specific part inside a subject.
The present invention relates to a method and apparatus for displaying a planned radiation irradiation range that is convenient for determining based on images and the like.
（従来の技術）
被検体の特定部分に放射線を照射する場合、照
射範囲を決定すること、及び、決定した照射範囲
を被検体表面上に表示することは非常に重要な作
業である。(Prior Art) When irradiating a specific part of a subject with radiation, determining the irradiation range and displaying the determined irradiation range on the surface of the subject are very important tasks.
従来、CT装置等による画像は被検体内部を高
いコントラスト分解能で表示することができ、病
変部の認識が確実なため、放射線照射装置におけ
る照射範囲を決定するのに、CT装置によつて得
られた断層像を基に照射範囲の決定をしていた。
すなわち、CT像において関心領域を設定し、関
心領域の投影画像を求ることにより、放射線照射
予定範囲を決定していた。そして、凹凸のある被
検体表面にマジツク等でその範囲をマーキングし
ていた。 Conventionally, images obtained by CT devices, etc. can display the inside of a subject with high contrast resolution, and lesions can be reliably recognized, so images obtained by CT devices have been used to determine the irradiation range of radiation irradiation equipment. The irradiation range was determined based on the tomograms obtained.
That is, the planned radiation irradiation range was determined by setting a region of interest in a CT image and obtaining a projected image of the region of interest. Then, the uneven surface of the subject is marked with a marker or the like.
（発明が解決しようとする課題）
しかし、平面上に表示された画像を参照して凹
凸があり柔らかい被検体表面上に放射線照射予定
範囲を決定しマーキングを施すことは熟練を要
し、マーキング形状や位置を誤つたり、被検体が
柔らかいために施したマーキングがずれてしまつ
たりして、正確な位置決めが困難であつた。(Problem to be Solved by the Invention) However, it requires skill to refer to an image displayed on a flat surface to determine the planned radiation irradiation range on the uneven and soft surface of the subject and to mark the marking shape. Accurate positioning has been difficult because the markings may be misplaced or the markings may be misaligned because the object is soft.
本発明は上記に鑑みて成されたもので、その目
的は、簡単な構成で正確に放射線照射予定範囲を
決定することにある。 The present invention has been made in view of the above, and its purpose is to accurately determine the planned radiation irradiation range with a simple configuration.
（課題を解決するための手段）
本発明は、被検体内部に関する３次元データの
中に指定された関心領域に対して所定の位置関係
にある投影中心点から見た前記関心領域の投影画
像を計算により求め、求められた前記投影画像を
所定の割合で拡大又は縮小してフイルムに撮影
し、放射線発生源点に実質的に一致する光源に対
して、投影画像とその投影中心点の間の位置関係
と実質等しい位置関係を保つようにフイルムを設
置してフイルムに記録された投影画像を映写する
ものである。(Means for Solving the Problems) The present invention provides a projection image of a region of interest specified in three-dimensional data regarding the inside of a subject, as viewed from a projection center point in a predetermined positional relationship with respect to the region of interest. The projected image obtained by calculation is enlarged or reduced at a predetermined ratio and photographed on a film, and the distance between the projected image and its projection center point is A film is placed so as to maintain substantially the same positional relationship, and a projection image recorded on the film is projected.
（作用）
放射線照射と同一な条件によつてフイルム上に
投影された関心領域の投影像が、放射線照射装置
に設置されている光源によつて被検体表面に映写
される。(Operation) A projected image of the region of interest projected onto a film under the same conditions as for radiation irradiation is projected onto the surface of the subject by a light source installed in the radiation irradiation device.
（実施例）
以下、図面を参照して本発明について詳細に説
明する。(Example) Hereinafter, the present invention will be described in detail with reference to the drawings.
第１図は本発明の放射線照射予定範囲表示方法
の実施例を示す図である。第２図は本発明の放射
線照射予定範囲表示装置の実施例の構成図であ
る。 FIG. 1 is a diagram showing an embodiment of a method for displaying a planned radiation irradiation range according to the present invention. FIG. 2 is a block diagram of an embodiment of the radiation irradiation scheduled range display device of the present invention.
図において同一符号は同一意味を示す。２１は
被検体内部の複数の断層像を基にした３次元デー
タを作成するCT装置、２２は制御部、２３は３
次元データを記憶するメモリ、２４は３次元デー
タから投影画像を計算する計算処理部、２５は各
種画像を表示する表示部、２６は関心領域、投影
中心点の幾何学的条件等を入力するキーボード及
びマウスを示す。又、２７は投影画像をフイルム
に撮影して出力するカメラ及びフイルム現像器で
あり、１６はフイルムを光学的に映写する光学系
であり、その光源は放射線発生源点に実質的に一
致し、前記投影中心点と同一（相似）な幾何学的
条件をもつ。 In the figures, the same reference numerals have the same meanings. 21 is a CT device that creates three-dimensional data based on a plurality of tomographic images inside the subject, 22 is a control unit, and 23 is 3
24 is a calculation processing unit that calculates a projection image from the three-dimensional data; 25 is a display unit that displays various images; 26 is a keyboard for inputting the region of interest, the geometric conditions of the projection center point, etc. and a mouse are shown. Further, 27 is a camera and a film developer for photographing and outputting a projected image on a film, and 16 is an optical system for optically projecting the film, the light source of which substantially coincides with the radiation source point, It has the same (similar) geometrical conditions as the projection center point.
はじめに、第３図を参照して表示すべき投影画
像の合成について説明する。図において、前記図
と同一符号は同一意味を示す。 First, synthesis of projection images to be displayed will be explained with reference to FIG. In the figures, the same symbols as in the previous figures indicate the same meanings.
４は被検体、５は病変部を示す。７はCT装置
３によるスライス位置を示す。７０はCT装置に
よる断層像を示し、５０は病変部の断層像を示
す。８は断層像７０上に設定された関心領域を示
す。又、７１は断層像７０を補間して得られた被
検体に関する３次元データ、８１は関心領域８を
補間して得られた３次元の関心領域、８５は関心
領域の中心を示す。Ｓは関心領域８５に対して所
望の方向に所望の有限距離SAD（Source Axis
Distance）だけ離れた（所望の幾何学的条件を
もつた）仮想の投影中心点、１０は投影中心点Ｓ
と関心領域の中心８５を結ぶ直線に垂直に設定さ
れた仮想の投影面、１１は計算によつて投影面１
０に投影された被検体に関する３次元データ７１
の投影画像、１２は計算によつて投影された関心
領域８１の投影画像を示す。尚、６０は関心領域
の中心８５に向けて左右上の３方向から投光され
るレーザ光線、６はレーザ光線に従つて被検体表
面に付けられたアイソセンタマークを示す。 4 indicates a subject, and 5 indicates a lesion. 7 indicates the slice position by the CT device 3. 70 shows a tomographic image taken by a CT device, and 50 shows a tomographic image of a lesion. 8 indicates a region of interest set on the tomographic image 70. Further, 71 indicates three-dimensional data regarding the subject obtained by interpolating the tomographic image 70, 81 indicates a three-dimensional region of interest obtained by interpolating the region of interest 8, and 85 indicates the center of the region of interest. S is a desired finite distance SAD (Source Axis
10 is the projection center point S
and a virtual projection plane set perpendicular to the straight line connecting the center 85 of the region of interest, 11 is the projection plane 1 by calculation.
Three-dimensional data 71 regarding the subject projected on 0
12 shows a projected image of the region of interest 81 projected by calculation. Note that 60 indicates a laser beam projected from three directions, upper left, right, and upper, toward the center 85 of the region of interest, and 6 indicates an isocenter mark made on the surface of the subject according to the laser beam.
第３図ａに示すように、CT装置によつて被検
体４及びその内部にある病変部５を複数のスライ
ス位置７でスキヤンして３次元データ７１を作成
する。被検体４は図示しないクレードルに載置し
固定しておく。第３図ｂに示す各断層像７０を投
影画像合成装置の表示部２５で見ながら、その病
変部５０をキーボード及びマウス２６を利用して
関心領域８として指定し入力する。関心領域８を
指定することにより、関心領域８とそれ以外の領
域を区別するための新たなデータが作られる。関
心領域８の入力が終わると、計算処理部２４の動
作により第３図ｃに示す関心領域の中心８５が求
まる。関心領域の中心８５が求まると、該中心の
座標データを受けた図示しないレーザ光線発生器
からクレードルに載置・固定された被検体４の関
心領域の中心８５に該当する部分に向けてレーザ
光線６０が投光される。被検体表面のレーザ光線
６０が投光された部分にはアイソセンタマーク６
を付けておく。次に被検体４の病変部５に照射す
る放射線発生源点の位置を決めて、その位置に対
応して、関心領域の中心８５に対する有限の距離
SAD及びその方向をキーボード及び又はマウス
２６により入力する。即ち、投影中心点Ｓの関心
領域８１に対する幾何学的条件は被検体４の病変
部５に対する放射線発生源点の幾何学的条件に等
しい。投影画像１１，１２は、投影面１０に投影
され、投影中心点Ｓの座標、関心領域の中心８５
の座標、３次元データ及び関心領域８１の各要素
によつて決定される。この投影画像１１，１２は
前記各要素を基に計算処理部２４で計算される。
特に投影画像１２は関心領域８１の投影であり、
関心領域８１と他の領域を区別するデータを追跡
して投影することにより、他の投影画像１１から
区別して表示している。従つて、他の３次元デー
タの投影画像１１の部分とはつきり区別すること
ができる。従つて、病変部５のコントラストが他
の部分と余り差がない場合でも、投影画像１１，
１２において病変部５の範囲を識別できる。投映
画像１１，１２はキーボード２６から入力された
所望の割合で拡大又は縮小されて投影画像合成装
置に備え付けられた専用CRTカメラによつて撮
影されフイルム現像器からフイルムとして出力さ
れる。 As shown in FIG. 3a, three-dimensional data 71 is created by scanning a subject 4 and a lesion 5 inside the subject 4 at a plurality of slice positions 7 using a CT apparatus. The subject 4 is placed and fixed on a cradle (not shown). While viewing each tomographic image 70 shown in FIG. 3B on the display unit 25 of the projection image synthesis device, the lesion 50 is designated and input as the region of interest 8 using the keyboard and mouse 26. By specifying the region of interest 8, new data for distinguishing the region of interest 8 from other regions is created. When the input of the region of interest 8 is completed, the center 85 of the region of interest shown in FIG. 3c is determined by the operation of the calculation processing section 24. When the center 85 of the region of interest is determined, a laser beam is emitted from a laser beam generator (not shown) that receives the coordinate data of the center toward a portion corresponding to the center 85 of the region of interest of the subject 4 placed and fixed in the cradle. 60 is projected. An isocenter mark 6 is placed on the surface of the object where the laser beam 60 is projected.
Add . Next, the position of the radiation source point irradiated to the lesion 5 of the subject 4 is determined, and a finite distance from the center 85 of the region of interest is determined corresponding to that position.
The SAD and its direction are input using the keyboard and/or mouse 26. That is, the geometric condition of the projection center point S with respect to the region of interest 81 is equal to the geometric condition of the radiation source point with respect to the lesion 5 of the subject 4. The projected images 11 and 12 are projected onto the projection plane 10, and the coordinates of the projection center point S and the center 85 of the region of interest are
, three-dimensional data, and each element of the region of interest 81. The projected images 11 and 12 are calculated by the calculation processing section 24 based on the above-mentioned respective elements.
In particular, the projection image 12 is a projection of the region of interest 81;
By tracking and projecting data that distinguishes the region of interest 81 from other regions, the region of interest 81 is displayed separately from other projected images 11. Therefore, it can be clearly distinguished from other parts of the projection image 11 of three-dimensional data. Therefore, even if the contrast of the lesion 5 is not much different from other parts, the projected images 11,
At 12, the extent of the lesion 5 can be identified. The projected images 11 and 12 are enlarged or reduced at a desired rate inputted from the keyboard 26, photographed by a dedicated CRT camera installed in the projected image synthesis device, and outputted as a film from a film developer.
次に、第４図を参照して投影画像を放射線照射
予定範囲として表示することについて説明する。
図において前記図と同一符号は同一意味を示す。 Next, displaying a projected image as a radiation irradiation planned range will be described with reference to FIG.
In the figure, the same reference numerals as in the previous figure indicate the same meaning.
８２は関心領域８１に対応する被検体４の対応
領域、８６は関心領域の中心８５に対応する被検
体４の対応領域の中心、１３は放射線照射装置の
Ｘ線発生源を示し、その対応領域８２及び対応領
域の中心８６に対応する位置即ち幾何学的条件は
仮想の投影中心Ｓの関心領域８１及び関心領域の
中心８５に対する幾何学的条件と等しい。１０ｓ
は前記投影画像合成方法及び装置で得られた投影
画像１１，１２が所望の割合で縮小されて撮影さ
れたフイルム、１６はフイルムに撮影された画像
をＸ線発生源１３を投映中心として映写するため
の光学系を示す。一般的に従来から放射線照射装
置にはコリメータによつて定まる照射領域を示す
ためのこのような光源が備わつているので、光学
系１６の光源はそれをそのまま利用できる。１４
はフイルム１０ｓ、光学系１６によつて映写され
た関心領域８５の投影画像を示すものである。６
１は放射線照射装置のアイソセンタを示して左右
上から投光されるレーザ光線を示す。 82 is a corresponding region of the subject 4 corresponding to the region of interest 81; 86 is the center of the corresponding region of the subject 4 corresponding to the center 85 of the region of interest; 13 is the X-ray source of the radiation irradiation device; 82 and the center 86 of the corresponding region, that is, the geometrical conditions are equal to the geometrical conditions for the virtual projection center S with respect to the region of interest 81 and the center 85 of the region of interest. 10s
16 is a film obtained by reducing the projection images 11 and 12 obtained by the projection image synthesis method and apparatus at a desired ratio, and 16 projects the image taken on the film with the X-ray generation source 13 as the projection center. The optical system for this is shown. Conventionally, radiation irradiation apparatuses have generally been equipped with such a light source for indicating the irradiation area determined by the collimator, so the light source of the optical system 16 can be used as is. 14
shows a projected image of the region of interest 85 projected by the film 10s and the optical system 16. 6
Reference numeral 1 indicates the isocenter of the radiation irradiation device, and indicates laser beams projected from the upper left and right sides.
被検体４を図示しない放射線照射装置のクレー
ドルに載置して、アイソセンタマーク６をレーザ
光線６１に合わせるようにして被検体４を固定す
る。投影画像表示装置のフイルム保持部にフイル
ム１０ｓをセツトする。フイルム１０ｓに撮影さ
れた投影画像１１，１２は光学系１６によつて被
検体表面に映写される。放射線の照射においては
この映写された画像に合わせて放射線ビームのコ
リメータ開口を調節する。この投影画像１１，１
２の被検体表面への映写、対応領域８２へのＸ線
の照射、及び、関心領域８１の投影中心点Ｓによ
る計算上の投影は、これらの幾何学的条件が実質
同一（相似）である。 The subject 4 is placed on a cradle of a radiation irradiation device (not shown) and fixed so that the isocenter mark 6 is aligned with the laser beam 61. The film 10s is set in the film holder of the projection image display device. Projection images 11 and 12 taken on the film 10s are projected onto the surface of the subject by an optical system 16. During radiation irradiation, the collimator aperture of the radiation beam is adjusted in accordance with the projected image. This projected image 11,1
2 onto the object surface, the irradiation of X-rays onto the corresponding region 82, and the calculated projection by the projection center point S of the region of interest 81, these geometrical conditions are substantially the same (similar). .
このように、本発明によればフイルムに写し込
まれた投影画像を映写するので、元来から放射線
照射装置に備わる光源をそのまま光学系１６とし
て利用でき、構成が簡単で、かつ、正確な放射線
照射予定範囲を表示できる。 As described above, according to the present invention, since a projection image imprinted on a film is projected, the light source originally provided in the radiation irradiation device can be used as it is as the optical system 16, and the configuration is simple and accurate radiation can be obtained. The planned irradiation range can be displayed.
投影画像の合成の詳細を以下に説明する。第５
図ａに、CT装置によるCT座標Ｏ−XYZから、
投映画像を作成するためCS（Computed
Simulation）座標−への座標変換を示
す。座標軸の変換は、関心領域の中心８５への原
点の平行移動（Ｏ−XYZからO′−X′Y′Z′への移
動）と、放射線の照射方向即ち投影中心点Ｓの相
対位置による回転（O′−X′Y′Zから−へ
の移動）の２つからなる。第５図ｂに画像の投影
の様子を示す。直交座標軸−において、
投影中心点をＳ（O，O，O）とし、その点Ｓ
より投影される投影画像をピクセル座標Ｐ（P，
ＹP，P）とする。次に点Ｐ，Ｓを通す直線を考
え、これをビーム要素と呼び、ビーム要素上の点
の座標を求める。ビーム要素上の点の座標を求め
ることにより、ビーム要素が横切る３次元データ
７１及び関心領域８１の全てのボクセルの座標を
得ることができる。 The details of combining the projection images will be explained below. Fifth
In Figure a, from the CT coordinates O-XYZ by the CT device,
CS (Computed) is used to create the projected image.
Simulation) indicates coordinate transformation to -. The transformation of the coordinate axes consists of parallel translation of the origin to the center 85 of the region of interest (movement from O-XYZ to O'-X'Y'Z') and rotation according to the radiation irradiation direction, that is, the relative position of the projection center point S. (movement from O′−X′Y′Z to −). FIG. 5b shows how the image is projected. In the orthogonal coordinate axes,
Let the projection center point be S ( O , O , O ), and the point S
The projection image projected by the pixel coordinates P ( P ,
Y P , P ). Next, consider a straight line passing through points P and S, call this a beam element, and find the coordinates of the point on the beam element. By determining the coordinates of points on the beam element, the coordinates of all voxels in the three-dimensional data 71 and the region of interest 81 traversed by the beam element can be obtained.
投影画像１１，１２はこのビーム要素上のボク
セルのCT値を累積することによつて得られる。 Projection images 11, 12 are obtained by accumulating CT values of voxels on this beam element.
第６図にビーム要素上をCT値の累積における
CT値の補正を示す。第６図ａについて説明する。
図に示す直方体はCT装置による各断層像の間を、
１mmのスライス厚で補間して求めたボクセル（３
次元データの１要素）である。補間されたボクセ
ルのCT値は断層像からの距離による比例配分と
なつている。このとき、ビーム要素がボクセルを
横切る長さPAPB＝ΔLをボクセルの体積Ｖで割つ
た値にCT値ｎを掛ける。そしてこの値即ち
（ｎ／Ｖ）ΔLを断層像が存在する範囲即ち３次元
データ７１及び関心領域８１の存在する範囲で積
算することにより、投影画像のピクセルのもつ画
素値Σ（ｎ／Ｖ）ΔLを求める。関心領域８１の
CT値は極端な値（白又は黒）に塗り変えられて
いるので、投影画像上でも他の部分と容易に識別
できる。又、複数のボクセルを平均化した大きな
ボクセルを考えて、この様な処理を行うこともで
きる。この場合ｎを複数のボクセルの平均CT値
とすればよい。第６図ｂはビーム要素上のCT値
の累積におけるCT値の他の補正を示す。各断層
像のピクセル間に平面を作成し、ビーム要素が平
面を横切る点の断層像からの距離の比でCT値を
分配する。前者の補正は分解能が優れているので
頭部用として好都合である。又、後者の補正はノ
イズが少ないため腹部用として好都合である。 Figure 6 shows the cumulative CT value on the beam element.
Shows correction of CT value. FIG. 6a will be explained.
The rectangular parallelepiped shown in the figure shows the distance between each tomographic image taken by a CT device.
Voxels obtained by interpolation with a slice thickness of 1 mm (3
(one element of dimensional data). The CT values of interpolated voxels are proportionally distributed according to the distance from the tomographic image. At this time, the value obtained by dividing the length of the beam element across the voxel, P A P B =ΔL, by the volume V of the voxel is multiplied by the CT value n. Then, by integrating this value (n/V)ΔL over the range where the tomographic image exists, that is, the range where the three-dimensional data 71 and the region of interest 81 exist, the pixel value Σ(n/V) of the pixel of the projection image is obtained. Find ΔL. Region of interest 81
Since the CT value is recolored with an extreme value (white or black), it can be easily distinguished from other parts even on the projected image. Further, such processing can be performed by considering a large voxel obtained by averaging a plurality of voxels. In this case, n may be the average CT value of a plurality of voxels. FIG. 6b shows another correction of CT values in the accumulation of CT values on a beam element. A plane is created between the pixels of each tomographic image, and CT values are distributed according to the ratio of the distance from the tomographic image to the point where the beam element crosses the plane. The former correction has excellent resolution and is therefore convenient for the head. Furthermore, the latter correction is advantageous for use in the abdomen because it produces less noise.
投影面１０の所定範囲のピクセルについて上記
の処理を施して画素値を求めると投影画像は完成
する。 The projection image is completed by performing the above processing on pixels in a predetermined range of the projection plane 10 to obtain pixel values.
尚、本発明は上記実施例に限定するものではな
い。被検体４の内部に関する３次元データはＸ線
CTによる複数の断層像でもよく、NMR（核磁気
共鳴）CTによるものでもよい。又、放射線照射
予定範囲表示装置は、単体として存在する装置で
も、CT装置とそれに付随する装置、又は、CT装
置とそれに付随する装置及び他の機器に付随する
装置からなるものでもよく、装置が１つにまとま
つていても、複数に別れているものでもよい。
又、関心領域のボクセルを極端に大きな（又は小
さな）階調データと入替えて投影してもよい。
又、関心領域のボクセルに階調データとは異なる
識別記号を付加して、ビーム要素上の識別記号の
あるボクセルの有無を判断するようにしてもよ
い。このようにすれば、ビーム要素上に１つの関
心領域ボクセルしかない場合であつても、投影画
像上に異なる表示ができる。又、フイルムへの投
影は画像を反転させたものを撮影してもよい。更
に、関心領域８１の投影画像１２に関する信号を
入力して、放射線照射装置のコリメータによる開
口の形状を制御することも容易である。 Note that the present invention is not limited to the above embodiments. Three-dimensional data regarding the inside of the object 4 is X-ray
A plurality of tomographic images obtained by CT or NMR (nuclear magnetic resonance) CT may be used. In addition, the radiation irradiation planned range display device may exist as a single device, or may consist of a CT device and an accompanying device, or a CT device and an accompanying device, and a device accompanying another device. It may be a single unit or separate into multiple units.
Alternatively, the voxels of the region of interest may be replaced with extremely large (or small) gradation data and then projected.
Alternatively, identification symbols different from gradation data may be added to voxels in the region of interest, and the presence or absence of voxels with identification symbols on the beam element may be determined. In this way, even if there is only one region of interest voxel on the beam element, different representations can be made on the projection image. Furthermore, when projecting onto a film, an inverted image may be photographed. Furthermore, it is also easy to input signals related to the projected image 12 of the region of interest 81 to control the shape of the aperture formed by the collimator of the radiation irradiation device.
（発明の効果）
以上の説明の通り、本発明の放射線照射予定範
囲表示方法および装置よれば、フイルムに写し込
まれた投影画像を映写する。従つて、元来から放
射線照射装置に備わる光源をそのまま利用できる
ので、構成が簡単で、かつ、正確な放射線照射予
定範囲を表示できる。また、被検体表面の柔軟性
や凹凸にかかわらず容易に且つ正確に範囲表示が
できる。(Effects of the Invention) As described above, according to the radiation irradiation scheduled area display method and apparatus of the present invention, a projection image imprinted on a film is projected. Therefore, since the light source originally provided in the radiation irradiation apparatus can be used as is, the configuration is simple and the expected radiation irradiation range can be displayed accurately. Furthermore, the range can be displayed easily and accurately regardless of the flexibility or unevenness of the surface of the subject.
第１図は本発明の放射線照射予定範囲表示方法
の実施例を示す図、第２図は本発明の放射線照射
予定範囲表示装置の実施例を示す構成図、第３図
および第４図は本発明の実施例の動作を説明する
図、第５図および第６図は本発明の実施例の細部
を説明する図である。
４……被検体、５０……病変部、６……アイソ
センタマーク、７……スライス位置、７１……３
次元データ、８，８１……関心領域、８１……関
心領域、８２……対応領域、８５……関心領域の
中心、８６……対応領域の中心、１０……投影
面、１０ｓ……フイルム、１３……Ｘ線発生源、
１６……光学系。
FIG. 1 is a diagram showing an embodiment of a method for displaying a scheduled radiation irradiation area according to the present invention, FIG. FIGS. 5 and 6 are diagrams for explaining the operation of the embodiment of the invention, and FIGS. 5 and 6 are diagrams for explaining details of the embodiment of the invention. 4... Subject, 50... Lesion area, 6... Isocenter mark, 7... Slice position, 71... 3
Dimensional data, 8, 81...Region of interest, 81...Region of interest, 82...Corresponding area, 85...Center of the region of interest, 86...Center of the corresponding area, 10...Projection plane, 10s...Film, 13...X-ray source,
16...Optical system.
Claims (1)
する場合の放射線照射予定範囲を表示する放射線
照射予定範囲表示方法において、被検体内部に関
する３次元データの中の所望の領域を関心領域と
して指定し、関心領域に対して所定の位置関係に
ある投影中心点から見た前記関心領域の投影画像
を計算により求め、求められた前記投影画像を所
定の割合で拡大又は縮小してフイルムに撮影し、
放射線発生源点に実質的に一致する光源に対し
て、投影画像とその投影中心点の間の位置関係と
実質等しい位置関係を保つようにフイルムを設置
してフイルムに記録された投影画像を映写する放
射線照射予定範囲表示方法。 ２ 被検体内部の特定部分を狙つて放射線を照射
する場合の放射線照射予定範囲を表示する放射線
照射予定範囲表示装置において、被検体内部に関
する３次元データの中に指定された関心領域に対
して所定の位置関係にある投影中心点から見た前
記関心領域の投影画像を計算により求める投影画
像合成装置と、求められた前記投影画像を所定の
割合で拡大又は縮小してフイルムに撮影する装置
と、放射線発生源点に実質的に一致する光源に対
して、投影画像とその投影中心点の位置関係と実
質等しい位置関係を保つようにフイルムを設置し
てフイルムに記録された投影画像を映写する映写
装置からなる放射線照射予定範囲表示装置。[Claims] 1. In a radiation irradiation planned range display method for displaying a radiation irradiation planned range when radiation is aimed at a specific part inside a subject, a desired area in three-dimensional data regarding the inside of the subject is displayed. is designated as a region of interest, a projected image of the region of interest viewed from a projection center point having a predetermined positional relationship with the region of interest is calculated, and the obtained projection image is enlarged or reduced at a predetermined ratio. photographed on film,
A film is placed so that a positional relationship substantially equal to the positional relationship between the projected image and its projection center point is maintained with respect to a light source that substantially coincides with the radiation source point, and the projected image recorded on the film is projected. How to display the planned radiation irradiation area. 2. In a radiation irradiation planned area display device that displays the expected radiation irradiation area when radiation is aimed at a specific part inside the subject, a projection image synthesis device that calculates a projection image of the region of interest as seen from a projection center point having a positional relationship of; a device that enlarges or reduces the obtained projection image at a predetermined ratio and photographs it on a film; Projection in which a film is placed so that the projected image maintains substantially the same positional relationship as the projection center point, and the projected image recorded on the film is projected against a light source that substantially coincides with the radiation source point. A planned radiation irradiation range display device consisting of a device.
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP63278630A JPH02124143A (en) | 1988-11-04 | 1988-11-04 | Method and device for synthesizing and displaying projecting picture |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP63278630A JPH02124143A (en) | 1988-11-04 | 1988-11-04 | Method and device for synthesizing and displaying projecting picture |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH02124143A JPH02124143A (en) | 1990-05-11 |
| JPH0559B2 true JPH0559B2 (en) | 1993-01-05 |
Family
ID=17599955
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP63278630A Granted JPH02124143A (en) | 1988-11-04 | 1988-11-04 | Method and device for synthesizing and displaying projecting picture |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JPH02124143A (en) |
Cited By (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPH08164217A (en) * | 1994-12-12 | 1996-06-25 | Toshiba Corp | Radiotherapy design device |
Families Citing this family (4)
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|---|---|---|---|---|
| DE19943898A1 (en) * | 1999-09-14 | 2001-03-15 | Philips Corp Intellectual Pty | X-ray device |
| JP5379998B2 (en) * | 2008-05-09 | 2013-12-25 | 株式会社東芝 | X-ray CT apparatus and object positioning method in X-ray CT apparatus |
| JP6116899B2 (en) * | 2012-01-16 | 2017-04-19 | 東芝メディカルシステムズ株式会社 | Medical image diagnostic apparatus and control program |
| KR102576225B1 (en) * | 2016-05-04 | 2023-09-08 | 주식회사 바텍 | Portable X-ray Device Having a Safety Control Function |
Citations (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPS6368140A (en) * | 1986-09-10 | 1988-03-28 | 株式会社東芝 | Image processor |
-
1988
- 1988-11-04 JP JP63278630A patent/JPH02124143A/en active Granted
Patent Citations (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPS6368140A (en) * | 1986-09-10 | 1988-03-28 | 株式会社東芝 | Image processor |
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Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JPH02124143A (en) | 1990-05-11 |
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