JP2002531209A - Ｘ線検査装置及び歪みのないｘ線画像を形成する方法 - Google Patents
Ｘ線検査装置及び歪みのないｘ線画像を形成する方法Info
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- A61B6/547—Control of apparatus or devices for radiation diagnosis involving tracking of position of the device or parts of the device
Abstract
(57)【要約】
本発明は、Ｘ線検査装置及び歪みのないＸ線画像を形成する方法に係る。本発明は、画像の特性を計算し、歪みを補正する手段を提供することを目的とする。このために、基準パターンを形成するために少なくとも一つの較正部材が設けられ、補正装置は、患者にＸ線が照射されるときに上記較正部材によって実際に形成されたパターンと計算された基準パターンを使用してＸ線画像内の歪みを補正する。
Description
【０００１】 本発明は、歪みのないＸ線画像のためのＸ線検査装置及びその形成方法に係る
。
。
【０００２】 例えばＣ型アームＸ線システムのような可動式Ｘ線検査システムは、例えば整
形外科手術のような所与の外科処置に用いられる。このようなＸ線検査システム
は可動式の構成素子からなり、照射状態が連続的に変化するので、Ｘ線画像の歪
みを定期的に確認しなければならない。このような方法及び装置は、コンピュー
タ外科においても使用される。
形外科手術のような所与の外科処置に用いられる。このようなＸ線検査システム
は可動式の構成素子からなり、照射状態が連続的に変化するので、Ｘ線画像の歪
みを定期的に確認しなければならない。このような方法及び装置は、コンピュー
タ外科においても使用される。
【０００３】 米国特許第５７７２５９４号では、複数の基準センサが光増倍器に設けられ、
上記基準センサは位置測定システムによって位置が決められるＣ型アームＸ線シ
ステムが開示される。処置が施される骨に、上記位置測定システムによって位置
が決められるマーカーが設けられる。このＸ線システムでは、形成される画像は
画像処理装置よって表示され、更にセンサが設けられる外科医の手術用器具は上
記位置測定システムによって位置が決められ、当該の骨を表示するＸ線画像内に
再現される。手術の際と画像が形成された後に起こる骨の位置変化は再現されな
い。
上記基準センサは位置測定システムによって位置が決められるＣ型アームＸ線シ
ステムが開示される。処置が施される骨に、上記位置測定システムによって位置
が決められるマーカーが設けられる。このＸ線システムでは、形成される画像は
画像処理装置よって表示され、更にセンサが設けられる外科医の手術用器具は上
記位置測定システムによって位置が決められ、当該の骨を表示するＸ線画像内に
再現される。手術の際と画像が形成された後に起こる骨の位置変化は再現されな
い。
【０００４】 Ｃ型アームＸ線検査システムによって形成される画像は、しばしば歪んでいる
。このような歪みは、一方で光増倍器の湾曲した面、他方で例えば地磁界のよう
な外部磁界に変化によって引き起こされる。更に、Ｃ型アームは光増倍器及びＸ
線源の重みによる湾曲の影響を受けるが、上記湾曲は一定ではない。上記湾曲及
び歪みは、映像特性に変化をもたらし、従ってＸ線画像に欠点をもたらす。可動
式Ｃ型アームは、映像特性が連続的に変化するように、外科医によって異なる位
置又は異なる向きに何時でも動かすことができる。
。このような歪みは、一方で光増倍器の湾曲した面、他方で例えば地磁界のよう
な外部磁界に変化によって引き起こされる。更に、Ｃ型アームは光増倍器及びＸ
線源の重みによる湾曲の影響を受けるが、上記湾曲は一定ではない。上記湾曲及
び歪みは、映像特性に変化をもたらし、従ってＸ線画像に欠点をもたらす。可動
式Ｃ型アームは、映像特性が連続的に変化するように、外科医によって異なる位
置又は異なる向きに何時でも動かすことができる。
【０００５】 ＣＡＳ（コンピュータ外科）のような新しい手術技術において、Ｃ型アームＸ
線システムのための映像特性を完全に知ることが必要である。
線システムのための映像特性を完全に知ることが必要である。
【０００６】 トモシンセシス（Tomosynthesis）及びコンピュータＸ線断層撮影の分野にお
ける適用のために、Ｘ線画像の再構成のための当該Ｘ線装置の正確な映像特性を
知ることが必要である。
ける適用のために、Ｘ線画像の再構成のための当該Ｘ線装置の正確な映像特性を
知ることが必要である。
【０００７】 従って、本発明は患者画像内の歪みを補正可能にする方法及び装置を提供する
ことを目的とする。
ことを目的とする。
【０００８】 本発明によれば、上記目的は、基準パターンを形成するための少なくとも一つ
の較正部材と、患者Ｘ線画像に実際に形成される較正部材のパターンと基準パタ
ーンに基づいてＸ線画像内の歪みを補正する補正装置を有するＸ線検査装置によ
って達成される。
の較正部材と、患者Ｘ線画像に実際に形成される較正部材のパターンと基準パタ
ーンに基づいてＸ線画像内の歪みを補正する補正装置を有するＸ線検査装置によ
って達成される。
【０００９】 固定される空間座標系に関係する光増倍器及びＸ線源のハウジングの位置は、
位置測定装置によって決められる。このために、基準センサが光増倍器及びＸ線
源のハウジングに設けられ、各センサは光増倍器座標系及びＸ線源座標系をそれ
ぞれ決め、上記座標系は当該ハウジングに関係して固定される。更に好適な較正
部材が光増倍器又はＸ線源、若しくはその両方に設けられる。これらの較正部材
の位置は、光増倍器又はＸ線源のそれぞれのハウジングに関係して固定され、当
該座標系に関係する較正部材本体に関連する基準パターンを決定可能にする。こ
のために、較正部材の位置は、位置測定装置によって形成される座標系において
計算される。
位置測定装置によって決められる。このために、基準センサが光増倍器及びＸ線
源のハウジングに設けられ、各センサは光増倍器座標系及びＸ線源座標系をそれ
ぞれ決め、上記座標系は当該ハウジングに関係して固定される。更に好適な較正
部材が光増倍器又はＸ線源、若しくはその両方に設けられる。これらの較正部材
の位置は、光増倍器又はＸ線源のそれぞれのハウジングに関係して固定され、当
該座標系に関係する較正部材本体に関連する基準パターンを決定可能にする。こ
のために、較正部材の位置は、位置測定装置によって形成される座標系において
計算される。
【００１０】 較正部材は、固定された既知の形状と外観を有する。それらは、患者と共に患
者Ｘ線画像において、実際のパターンとして再現及び認識される。Ｘ線検査装置
の映像特性は、既知の形状及び外観、更に計算された基準パターン内の光増倍器
及びＸ線源のハウジングに関係する較正部材の既知の位置及び患者Ｘ線画像内の
較正部材の位置に基づいて決定される。映像特性を決定することによって、例え
ば光増倍器の湾曲した面、地磁界の変化又はＣ型アームの湾曲によってもたらさ
れる歪みが補正可能になる。
者Ｘ線画像において、実際のパターンとして再現及び認識される。Ｘ線検査装置
の映像特性は、既知の形状及び外観、更に計算された基準パターン内の光増倍器
及びＸ線源のハウジングに関係する較正部材の既知の位置及び患者Ｘ線画像内の
較正部材の位置に基づいて決定される。映像特性を決定することによって、例え
ば光増倍器の湾曲した面、地磁界の変化又はＣ型アームの湾曲によってもたらさ
れる歪みが補正可能になる。
【００１１】 更に、位置測定装置によって較正部材の位置を直接測定することが有利である
ことが分かっている。この位置は基準センサが設けられる好適な指示手段によっ
て直接検出され、基準センサによって位置測定装置に送られる。次に、Ｘ線装置
の映像特性は較正部材の既知の位置データから算出され、較正部材の位置は患者
Ｘ線画像のエッジにおいて明白に再現される。
ことが分かっている。この位置は基準センサが設けられる好適な指示手段によっ
て直接検出され、基準センサによって位置測定装置に送られる。次に、Ｘ線装置
の映像特性は較正部材の既知の位置データから算出され、較正部材の位置は患者
Ｘ線画像のエッジにおいて明白に再現される。
【００１２】 従って、歪みが取り除かれた患者Ｘ線画像は、数回の較正照射又は患者Ｘ線照
射を用いることなく、単一の患者Ｘ線照射によって形成可能となる。歪みの補正
は内部動作的に行なわれ、歪みのないＸ線画像が観察者に提示される。
射を用いることなく、単一の患者Ｘ線照射によって形成可能となる。歪みの補正
は内部動作的に行なわれ、歪みのないＸ線画像が観察者に提示される。
【００１３】 本発明の実施例において、較正部材は、例えばＸ線を透過するディスクに円状
で設けられることが有利であることが分かっている。上記較正部材はＸ線を吸収
する球体又はワイヤを含む。例えばプレキシガラスから形成されるＸ線透過ディ
スクはＸ線を吸収せず、従ってそこでは患者画像に更に歪みが生じない。しかし
、球体又はワイヤの吸収率が高いので、患者画像内でそれらは非常に良好に確認
される。
で設けられることが有利であることが分かっている。上記較正部材はＸ線を吸収
する球体又はワイヤを含む。例えばプレキシガラスから形成されるＸ線透過ディ
スクはＸ線を吸収せず、従ってそこでは患者画像に更に歪みが生じない。しかし
、球体又はワイヤの吸収率が高いので、患者画像内でそれらは非常に良好に確認
される。
【００１４】 金属球体又は交差された金属ワイヤが円状に配置されるこれらのプレキシガラ
スディスクは、光増倍器及び／又はＸ線源の前方に、光増倍器及び／又はＸ線源
から決められたそれぞれの距離に配置される。Ｘ線検査装置の映像特性は、計算
された基準パターンと患者Ｘ線画像内に実際に形成される較正部材のパターンに
おける較正部材の位置間のシフト又は差に基づいて決定され、従って患者Ｘ線画
像内における歪みを補正可能となる。
スディスクは、光増倍器及び／又はＸ線源の前方に、光増倍器及び／又はＸ線源
から決められたそれぞれの距離に配置される。Ｘ線検査装置の映像特性は、計算
された基準パターンと患者Ｘ線画像内に実際に形成される較正部材のパターンに
おける較正部材の位置間のシフト又は差に基づいて決定され、従って患者Ｘ線画
像内における歪みを補正可能となる。
【００１５】 コンピュータＸ線断層撮影（ＣＴ）の場合、複数の切片画像によって三次元の
Ｘ線画像が再構成される。外部磁界がここでもＣＴ装置に作用し、Ｘ線源と検出
器間のシフトが患者Ｘ線画像に悪影響を与えるので、ＣＴ装置の映像特性の知識
は、歪みのないＸ線画像を再構成するために必要である。この場合、較正部材は
、各切片画像において可視であるように配置され、ＣＴ装置の映像特性は較正部
材の計算された基準パターン及び患者Ｘ線画像に実際に形成される較正部材のパ
ターンによって決められる。
Ｘ線画像が再構成される。外部磁界がここでもＣＴ装置に作用し、Ｘ線源と検出
器間のシフトが患者Ｘ線画像に悪影響を与えるので、ＣＴ装置の映像特性の知識
は、歪みのないＸ線画像を再構成するために必要である。この場合、較正部材は
、各切片画像において可視であるように配置され、ＣＴ装置の映像特性は較正部
材の計算された基準パターン及び患者Ｘ線画像に実際に形成される較正部材のパ
ターンによって決められる。
【００１６】 トモシンセシスの場合、これも切片画像を得ることが含まれるが、本発明に従
って、較正部材と用いて映像特性を決めることによって歪みが補正可能となる。
って、較正部材と用いて映像特性を決めることによって歪みが補正可能となる。
【００１７】 本発明の実施例は以下の図を参照し、詳細に説明する。
【００１８】 図１は、Ｃ型アームが設けられるハウジング１を含み、ハウジング１には光増
倍器２とＸ線源３が配置されるＣ型アームＸ線システムを示す。基準センサ５は
、光増倍器２に接続され、これらの基準センサは、例えば光学位置測定装置４の
場合にＬＥＤによって実現される。基準センサ５は、光増倍器２のハウジングの
座標系を位置測定装置４に送る。基準センサ６がＸ線源３に設けられ、これらの
基準センサ６はＸ線源３の座標系を位置測定装置４に送る。基準センサ５及び６
は、それぞれのハウジングに関係して固定されるそれぞれの座標系（光増倍器の
座標系ＫＢＶとＸ線源の座標系ＫＳ）を決める。位置測定装置４は、基準センサ
５及び６によって位置を転送した結果として座標系ＫＢＶ及びＫＳの位置が知ら
れる空間座標系ＫＷを形成する。較正部材８は、Ｘ線源３から放射されたＸ線の
入口となる光増倍器２の開口部の前に、開口部から決められた距離ｄＢＶに配置
される。
倍器２とＸ線源３が配置されるＣ型アームＸ線システムを示す。基準センサ５は
、光増倍器２に接続され、これらの基準センサは、例えば光学位置測定装置４の
場合にＬＥＤによって実現される。基準センサ５は、光増倍器２のハウジングの
座標系を位置測定装置４に送る。基準センサ６がＸ線源３に設けられ、これらの
基準センサ６はＸ線源３の座標系を位置測定装置４に送る。基準センサ５及び６
は、それぞれのハウジングに関係して固定されるそれぞれの座標系（光増倍器の
座標系ＫＢＶとＸ線源の座標系ＫＳ）を決める。位置測定装置４は、基準センサ
５及び６によって位置を転送した結果として座標系ＫＢＶ及びＫＳの位置が知ら
れる空間座標系ＫＷを形成する。較正部材８は、Ｘ線源３から放射されたＸ線の
入口となる光増倍器２の開口部の前に、開口部から決められた距離ｄＢＶに配置
される。
【００１９】 図２に較正部材８を示す。較正部材８は、例えば透過性プレキシグラスディス
ク９の縁に小さな金属球体が円状に設けられて形成される。図３に示されるよう
な較正部材７としてＸ線の影を形成する交差された金属ワイヤを有する透過性プ
レキシガラスディスク１１がＸ線源３から決められた距離ｄＳに更に設けられる
。既知の距離ｄＳ及びｄＢＶと、光増倍器２及びＸ線源３のそれぞれの前にある
プレキシガラスディスクにそれぞれ設けられる較正部材７及び８の幾何学的形状
を用いて、光増倍器２又はＸ線源３に関係して較正部材の正確な位置、従って当
該座標系ＫＢＶ及びＫＳの位置も決められる。光増倍器２及びＸ線源３はそれら
の関連座標系ＫＢＶ及びＫＳと、位置測定装置４によって空間座標系ＫＷ内に明
確に位置が決められる。位置測定装置４は、光増倍器２及びＸ線源３の較正部材
７及び８の位置を、画像処理装置１６に含まれる計算装置１２に送る。基準パタ
ーンがそこで計算される。光増倍器２は、可視放射線に変換されたＸ線を捕捉す
るＣＣＤカメラ１４を含む。次に、較正部材７及び８が再現された患者のＸ線画
像は、計算装置１２に送られる。Ｃ型アームＸ線システムの映像特性は、基準パ
ターンにおける較正部材７及び８の位置と、患者Ｘ線画像内の較正部材７及び８
の位置に基づいて決定される。二つの位置の差は位置を比較することによって決
められる。位置間の差は、計算された映像特性を考慮し補正装置１３内で取り除
かれた歪みを示す。図４は、歪んだ患者Ｘ線画像を示す。歪みのない患者画像（
図５参照）は、ディスプレイ装置１５に表示される。
ク９の縁に小さな金属球体が円状に設けられて形成される。図３に示されるよう
な較正部材７としてＸ線の影を形成する交差された金属ワイヤを有する透過性プ
レキシガラスディスク１１がＸ線源３から決められた距離ｄＳに更に設けられる
。既知の距離ｄＳ及びｄＢＶと、光増倍器２及びＸ線源３のそれぞれの前にある
プレキシガラスディスクにそれぞれ設けられる較正部材７及び８の幾何学的形状
を用いて、光増倍器２又はＸ線源３に関係して較正部材の正確な位置、従って当
該座標系ＫＢＶ及びＫＳの位置も決められる。光増倍器２及びＸ線源３はそれら
の関連座標系ＫＢＶ及びＫＳと、位置測定装置４によって空間座標系ＫＷ内に明
確に位置が決められる。位置測定装置４は、光増倍器２及びＸ線源３の較正部材
７及び８の位置を、画像処理装置１６に含まれる計算装置１２に送る。基準パタ
ーンがそこで計算される。光増倍器２は、可視放射線に変換されたＸ線を捕捉す
るＣＣＤカメラ１４を含む。次に、較正部材７及び８が再現された患者のＸ線画
像は、計算装置１２に送られる。Ｃ型アームＸ線システムの映像特性は、基準パ
ターンにおける較正部材７及び８の位置と、患者Ｘ線画像内の較正部材７及び８
の位置に基づいて決定される。二つの位置の差は位置を比較することによって決
められる。位置間の差は、計算された映像特性を考慮し補正装置１３内で取り除
かれた歪みを示す。図４は、歪んだ患者Ｘ線画像を示す。歪みのない患者画像（
図５参照）は、ディスプレイ装置１５に表示される。
【００２０】 較正部材の位置は、接続された基準センサを介して位置測定装置４によって位
置が決められる、ここでは図示しない指示器具によって直接検出する場合もある
。
置が決められる、ここでは図示しない指示器具によって直接検出する場合もある
。
【００２１】 本発明の更なる実施例においては、光増倍器２のみが位置測定装置４によって
測定される。従って、外部座標系ＫＷに関係する光増倍器の座標系ＫＢＶの位置
が既知となる。Ｘ線源の座標系ＫＳにおける較正部材７の形状及び位置の知識と
組合されて、光増倍器の座標系ＫＢＶ又は外部座標系ＫＷにおけるＸ線源３の焦
点の位置は、患者Ｘ線画像内のＸ線源３の較正部材７の位置から算出される。従
って、Ｃ型アームＸ線システムの湾曲によって引き起こされる患者Ｘ線画像にお
ける歪みは補正される。
測定される。従って、外部座標系ＫＷに関係する光増倍器の座標系ＫＢＶの位置
が既知となる。Ｘ線源の座標系ＫＳにおける較正部材７の形状及び位置の知識と
組合されて、光増倍器の座標系ＫＢＶ又は外部座標系ＫＷにおけるＸ線源３の焦
点の位置は、患者Ｘ線画像内のＸ線源３の較正部材７の位置から算出される。従
って、Ｃ型アームＸ線システムの湾曲によって引き起こされる患者Ｘ線画像にお
ける歪みは補正される。
【００２２】 本発明の第３の実施例においては、Ｘ線源３のみが位置測定装置４によって測
定される。従って、外部座標系ＫＷに関係するＸ線源の座標系ＫＳの位置が既知
となる。光増倍器の座標系ＫＢＶにおける較正部材８の形状及び位置の知識と組
合されて、Ｘ線源の座標系ＫＳ又は外部座標系ＫＷにおける光増倍器２の位置は
、患者Ｘ線画像内の光増倍器２の較正部材８の位置から算出される。従って、患
者Ｘ線画像における歪みは再び補正される。
定される。従って、外部座標系ＫＷに関係するＸ線源の座標系ＫＳの位置が既知
となる。光増倍器の座標系ＫＢＶにおける較正部材８の形状及び位置の知識と組
合されて、Ｘ線源の座標系ＫＳ又は外部座標系ＫＷにおける光増倍器２の位置は
、患者Ｘ線画像内の光増倍器２の較正部材８の位置から算出される。従って、患
者Ｘ線画像における歪みは再び補正される。
【００２３】 Ｘ線源３及び光増倍器２に較正部材７及び８、更に基準センサ５及び６が、両
方を測定可能なようにそれぞれ設けられるＸ線源３及び光増倍器２を提供するこ
とが有利であることが分かっている。Ｘ線源３又は光増倍器２の位置が決められ
ない場合、基準センサが設けられるＸ線源３又は光増倍器２の可視である方のハ
ウジングがＣ型アームＸ線検査システムの映像特性を決めるために使用される。
この状況は光学位置測定装置が使用される場合にしばしば起こる。
方を測定可能なようにそれぞれ設けられるＸ線源３及び光増倍器２を提供するこ
とが有利であることが分かっている。Ｘ線源３又は光増倍器２の位置が決められ
ない場合、基準センサが設けられるＸ線源３又は光増倍器２の可視である方のハ
ウジングがＣ型アームＸ線検査システムの映像特性を決めるために使用される。
この状況は光学位置測定装置が使用される場合にしばしば起こる。
【００２４】 本発明の更なる実施例において、患者Ｘ線画像に再生される較正部材７及び８
を視野を狭めて患者Ｘ線画像から取り除くために画像処理方法が用いられる。こ
れによって、外科医に患者の歪みのない画像が提示される。
を視野を狭めて患者Ｘ線画像から取り除くために画像処理方法が用いられる。こ
れによって、外科医に患者の歪みのない画像が提示される。
【００２５】 基準センサも純粋に幾何学的に識別可能な形状によって実現される場合もある
。その場合、位置測定装置はその形状を認識し、それらの位置を決定する。
。その場合、位置測定装置はその形状を認識し、それらの位置を決定する。
【００２６】 較正部材は、患者Ｘ線画像に再現されるように、患者又は手術台に付加的に又
は排他的に設けられる。較正部材に設けられる基準センサによって、それらの位
置は映像特性の計算のために既知となる。
は排他的に設けられる。較正部材に設けられる基準センサによって、それらの位
置は映像特性の計算のために既知となる。
【図１】 Ｃ型アームＸ線システムを示す図である。
【図２】 光増倍器の較正部材を示す図である。
【図３】 Ｘ線源の較正部材を示す図である。
【図４】 歪んだ患者Ｘ線画像を示す図である。
【図５】 歪みが取り除かれた患者Ｘ線画像を示す図である。
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (51)Int.Cl.7 識別記号 ＦＩ テーマコート゛(参考） Ｇ０６Ｔ 1/00 ２９０ Ｇ０６Ｔ 3/00 ２００ 3/00 ２００ ３５０Ａ (71)出願人 Ｇｒｏｅｎｅｗｏｕｄｓｅｗｅｇ １， 5621 ＢＡ Ｅｉｎｄｈｏｖｅｎ， Ｔｈ ｅ Ｎｅｔｈｅｒｌａｎｄｓ (72)発明者 ヴェーセ，ユルゲン オランダ国，5656 アーアー アインドー フェン，プロフ・ホルストラーン ６ Ｆターム(参考） 2F067 AA51 AA67 CC19 FF00 HH04 JJ03 KK06 PP03 2G088 EE01 FF02 GG20 JJ05 JJ24 JJ27 KK32 KK35 LL12 LL13 LL28 4C093 AA01 CA05 DA10 EA02 EB02 EC04 EC16 FC13 FC30 FF02 5B057 AA08 BA03 CA02 CA08 CA12 CA16 CB02 CB08 CB12 CB16 CD12 DA07 DA17 DB02 DB05 DB09 DC33
Claims (7)
- 【請求項１】 基準パターンを形成する少なくとも一つの較正部材と、 患者Ｘ線画像に実際に形成される上記較正部材のパターンと上記基準パターン
とに基づいてＸ線画像内の歪みを補正する補正装置とを含むＸ線検査装置。 - 【請求項２】 上記Ｘ線源及び／又は光増倍器に配置された基準センサによ
って、上記Ｘ線源及び／又は光増倍器に設けられた上記較正部材の位置を測定す
る位置測定装置と、 上記Ｘ線検査装置の寸法と上記較正部材の測定された位置から上記基準パター
ンを計算する計算装置と、 歪みのないＸ線画像を表示するディスプレイ装置とが設けられることを特徴と
する請求項１記載のＸ線検査装置。 - 【請求項３】 基準センサが設けられた指示装置によって較正部材本体の位
置が検出されることを特徴とする請求項１及び２記載のＸ線検査装置。 - 【請求項４】 Ｘ線ビーム路内にあって、Ｘ線を透過するディスクに少なく
とも一つの上記較正部材が設けられることを特徴とする請求項１乃至３のうちい
ずれか一項記載のＸ線検査装置。 - 【請求項５】 上記較正部材は、Ｘ線吸収部材であることを特徴とする請求
項１乃至４のうちいずれか一項記載のＸ線検査装置。 - 【請求項６】 上記Ｘ線ビーム路内の更なる較正部材は患者に関連付けられ
、又は手術台に設けられることを特徴とする請求項１乃至５のうちいずれか一項
記載のＸ線検査装置。 - 【請求項７】 較正部材に関連する基準パターンが計算され、 上記較正部材が再現される患者Ｘ線画像が形成され、 患者Ｘ線画像に実際に形成される上記較正部材のパターンと上記基準パターン
とに基づいてＸ線画像内の歪みが補正されることを特徴とする歪みのないＸ線画
像を形成する方法。
Applications Claiming Priority (3)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| DE19856537.2 | 1998-12-08 | ||
| DE19856537A DE19856537A1 (de) | 1998-12-08 | 1998-12-08 | Verfahren zur intraoperativen Kalibration von C-Bogen Röntgenanordnungen |
| PCT/EP1999/009225 WO2000033739A1 (de) | 1998-12-08 | 1999-11-26 | Röntgenuntersuchungseinrichtung und verfahren zur erzeugung von verzerrungsfreien röntgenbildern |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JP2002531209A true JP2002531209A (ja) | 2002-09-24 |
Family
ID=7890348
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP2000586236A Pending JP2002531209A (ja) | 1998-12-08 | 1999-11-26 | Ｘ線検査装置及び歪みのないｘ線画像を形成する方法 |
Country Status (5)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US6471399B1 (ja) |
| EP (1) | EP1052936B1 (ja) |
| JP (1) | JP2002531209A (ja) |
| DE (2) | DE19856537A1 (ja) |
| WO (1) | WO2000033739A1 (ja) |
Cited By (3)
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