JP2014507247A - Ｘ線画像化システムのための整合装置 - Google Patents

Abstract

Ｘ線撮影画像化システムにおいて、放射線源を可搬型画像受信器と整合させるための方法は、放射線源に結合されるエミッタ装置から、所定の界パターンおよび所定の周波数の時変ベクトル方向を伴う磁界を生成し、生成される磁界は、同期信号をさらに備える。画像受信器に結合される感知装置から、磁界からの感知信号が取得され、感知装置は、３つ以上のセンサ要素を備え、センサ要素のうちの少なくとも２つは、互いに異なる角度に配設され、画像受信器の画像化領域の外側に配置される。出力信号は、同期信号に対する取得される感知信号の振幅および位相に従って、整合調節を示す。

Description

本発明は、概して、放射線画像化のための装置に関し、より具体的には、放射線画像を記録するための画像検出デバイスに対する放射線源の適切な整合を提供するための位置付け装置に関する。

Ｘ線画像が取得される際、放射線源と画像データを記録する２次元受信器との間に、概して最適な整合が存在する。ほとんどの場合、Ｘ線源が、記録媒体の表面に対して垂直な方向の放射線を提供することが好ましい。このため、大規模なＸ線撮影システムは、放射線ヘッドおよび記録媒体ホルダを、互いに特定の角度で搭載する。ヘッドおよび受信器を配向することは、典型的に、これらの２つの構成要素の間の全距離を越えて延在する、相当のサイズの搭載アームを必要とする。したがって、そのような大規模なシステムでは、受信器の望ましくない傾斜または斜行は、画像化システム自体のハードウェアによって防止される。

集中治療室（ＩＣＵ）環境で使用されるもの等の可動型または可搬型放射線画像化装置の出現により、放射線源と２次元放射線受信器との間の固定角度関係は、もはやシステム自体の搭載ハードウェアによって与えられない。代わりに、オペレータは、典型的に、視覚的評価を使用して、可能な限り垂直な配向を提供するように、放射線源の照準を受信器表面に向けて合わせることを要求される。

コンピュータＸ線撮影（ＣＲ）システムでは、２次元画像感知デバイス自体が、可読画像化媒体を格納する、可搬型カセットである。直接デジタルＸ線撮影（ＤＲ）システムでは、２次元画像感知デバイスは、平ら、剛性、または可撓性のいずれかの基板支持部を伴う、可搬型デジタル検出器である。

図１は、コンピュータＸ線撮影（ＣＲ）および／またはデジタルＸ線撮影（ＤＲ）に採用することができる、可動型Ｘ線装置を示す。可動型Ｘ線撮影ユニット６００は、取得画像および関連データを表示するための表示器６１０と、取得画像の記憶、伝送、修正、および印刷等の機能を可能にする制御パネル６１２とを含む、フレーム６２０を有する。可動性のために、ユニット６００は、１つ以上の車輪６１５と、ユニット６００をその意図される場所に誘導するのを助長する、典型的に胴、腕、または手の水平高さに提供される、１つ以上のハンドル把持部６２５とを有する。内蔵型バッテリパック６２６は、電源を提供することができ、電力コンセントの近くでの動作の必要性を排除する。

フレーム６２０には、より単純にはブーム７０と称されるブーム装置上に搭載される、Ｘ線チューブ、チューブヘッド、またはジェネレータとも称されるＸ線源６４０を支持する、支持部材６３５が搭載される。示される実施形態では、支持部材６３５は、固定高さの垂直柱６４を有する。ブーム７０は、支持部材６３５から外向きに様々な距離に延在し、可搬型受信器１０上で画像を取得するために、柱６４を所望の高さに昇降する。ブーム７０は、外向きに固定距離だけ延在してもよく、または可変距離にわたり延在可能であってもよい。Ｘ線源６４０の高さ設定は、脚部および下肢を画像化するための低い高さから、患者の上半身部分の様々な位置を画像化するための肩以上の高さの範囲に及ぶことができる。他の実施形態では、Ｘ線源の支持部材は、固定柱ではなく、むしろ、広い範囲の垂直および水平位置にわたるＸ線源の移動を可能にするように接合機構で屈曲する、関節部材である。

コンピュータＸ線撮影（ＣＲ）システムでは、２次元画像感知受信器１０は、可読画像化媒体を格納する、可搬型カセットである。直接デジタルＸ線撮影（ＤＲ）システムでは、２次元画像感知受信器１０は、平ら、剛性、または可撓性のいずれかの基板支持部を伴う、可搬型デジタル検出器である。しかしながら、受信器１０は、可搬型であるため、いったん患者の背後に位置付けられると、技術者から見えない場合がある。これは、可搬型システムの整合作業を複雑にし、源−画像距離（ＳＩＤ）、傾斜角度、およびセンタリングを測定するために、ある方法を必要とし、散乱の影響を低減するために効果的にグリッドを使用することをより困難にする。可搬型Ｘ線撮影システムに伴うこの追加の複雑性のため、技術者は、グリッドを使用しないことを選択する場合があるが、しかしながら、グリッドがないと、結果として典型的に低品質画像になる。

オペレータがＸ線源対受信器角度を調節するのを支援する方法およびツールの提供の問題に対する多数の手法が存在する。１つの従来の手法は、ＭａｃＭａｈｏｎの名称が「Ｍｏｂｉｌｅ Ｒａｄｉｏｇｒａｐｈｙ Ａｌｉｇｎｍｅｎｔ Ｄｅｖｉｃｅ」の米国特許第４，７５２，９４８号に開示されるように、機械的整合をより小型で提供することであった。画像化カセットと放射線源との間の整合を維持するための枢動可能基準を伴う台が提供される。しかしながら、このタイプの複雑な機械的解決策は、これらのＸ線システムの全体の柔軟性および可搬性を低減する傾向がある。Ｋｗａｓｎｉｃｋらの名称が「Ｄｉｇｉｔａｌ Ｘ−ｒａｙ Ｉｍａｇｅｒ Ａｌｉｇｎｍｅｎｔ Ｍｅｔｈｏｄ」の米国特許第６，４２２，７５０号に提案されるような別のタイプの手法は、整合グリッドを検出するために、初期低照射パルスを使用するが、しかしながら、この方法は、受信器が、患者の背後に適合された後に整合されていなければならない、可搬型画像化条件に好適ではない。

他の手法は、２つの間の整合を達成するために、放射線源から受信器に光ビームを投射する。この手法の例には、両方ともＭａｃＭａｈｏｎの名称が「Ａｌｉｇｎｍｅｎｔ Ｍｅｔｈｏｄ ｆｏｒ Ｒａｄｉｏｇｒａｐｈｙ ａｎｄ Ｒａｄｉｏｇｒａｐｈｙ Ａｐｐａｒａｔｕｓ Ｉｎｃｏｒｐｏｒａｔｉｎｇ Ｓａｍｅ」の米国特許第５，３８８，１４３号、および名称が「Ｏｐｔｉｃａｌ Ｇｒｉｄ Ａｌｉｇｎｍｅｎｔ Ｓｙｓｔｅｍ ｆｏｒ Ｐｏｒｔａｂｌｅ Ｒａｄｉｏｇｒａｐｈｙ ａｎｄ Ｐｏｒｔａｂｌｅ Ｒａｄｉｏｇｒａｐｈｙ Ａｐｐａｒａｔｕｓ Ｉｎｃｏｒｐｏｒａｔｉｎｇ Ｓａｍｅ」の同第５，２４１，５７８号が挙げられる。同様に、Ｃｕｍｉｎｇｓの名称が「Ｍｅｔｈｏｄ，Ｓｙｓｔｅｍ ａｎｄ Ａｐｐａｒａｔｕｓ ｆｏｒ Ａｉｍｉｎｇ ａ Ｄｅｖｉｃｅ Ｅｍｉｔｔｉｎｇ Ｒａｄｉａｎｔ Ｂｅａｍ」の米国特許第６，１５４，５２２号は、放射線標的の整合に反射レーザービームを使用することを記載する。しかしながら、フィルムもしくはＣＲカセットまたはＤＲ受信器を整合させるために光を使用することを提示してきた解決策は、多数の要因によって制約される。ＭａｃＭａｈｏｎの開示の‘１４３号および‘５７８号は、固定の源−画像距離（ＳＩＤ）を事前に判定し、次いで、この固定のＳＩＤ値を用いて三角測量を適用することを要求する。ＳＩＤを変化させることは、三角測量設定に対する多数の調節を必要とする。この配設は、可変ＳＩＤを可能にする可搬型画像化システムには、それ程望ましくない。Ｃｕｍｉｎｇｓの開示の‘５２２号に開示されるようなレーザーを使用するデバイスは、場合によっては、調節を行う際に、必要とされるよりずっと高い正確さを要求する可能性がある。

放射線源から受信器上に光が投射される他の例は、Ｂａｕｔｉｓｔａの名称が「Ｌｏｃａｔｉｎｇ Ｄｅｖｉｃｅ」の米国特許第４，８３６，６７１号、およびＭａｄｓｅｎの名称が「Ｘ−ｒａｙ Ｐｈｏｔｏｇｒａｐｈｙ Ｄｅｖｉｃｅ」の同第４，２４６，４８６号において与えられる。Ｂａｕｔｉｓｔａの‘６７１号およびＭａｄｓｅｎの‘４８６号の両方の手法は、放射線源から投射され、受信器上で様々に交差する、複数の光源を使用する。

重大なことに、上述される解決策は、例えば、可搬型システムを用いた胸部Ｘ線画像化の場合であり得るように、受信器およびその付随するグリッドが視界から隠れており、完全に患者の背後に置かれる場合、多くの場合、ほとんどまたは全く価値がない。今日の可搬型放射線画像化デバイスは、放射線学技術者によるフィルムカセット、ＣＲカセット、またはデジタルＸ線撮影ＤＲ受信器の定置の相当の柔軟性を可能にする。患者は、画像化のために、横向き姿勢である必要はなく、必要とされる画像のタイプ、およびＸ線検査のために患者を動かす能力によって、任意の角度であってもよい。技術者は、各画像化セッションにおいて、可搬型カセットまたは受信器および放射線源の両方の位置を独立に手動で調節することができる。したがって、放射線源とグリッドと画像受信器との間の所望の角度を取得するための整合装置は、画像を取得するのに最適ないかなる配向にも適応することができなければならないことを理解することができる。従来的に適用されており、Ｔａｎａｋａらの名称が「Ｐｏｒｔａｂｌｅ Ｒａｄｉａｔｉｏｎ Ｉｍａｇｉｎｇ Ｓｙｓｔｅｍ ａｎｄ ａ Ｒａｄｉａｔｉｏｎ Ｉｍａｇｅ Ｄｅｔｅｃｔｉｏｎ Ｄｅｖｉｃｅ Ｅｑｕｉｐｐｅｄ ｗｉｔｈ ａｎ Ａｎｇｕｌａｒ Ｓｉｇｎａｌ Ｏｕｔｐｕｔ Ｍｅａｎｓ」の米国特許第７，１５６，５５３号に開示されるデバイスで使用されるような傾斜感知は、カセットが水平に置かれる単一の場合を除き、カセット対放射線源配向に関する十分な情報を提供しない。より複雑な位置感知デバイスを使用することができるが、経時的に悪くなる可能性があるサンプリングおよび累積丸め誤差の影響を受けやすく、頻繁な再同期を必要とする可能性がある。

したがって、従来の整合解決策は、特定のタイプのシステムおよび環境には有効であり得るが、しかしながら、相当の改善の余地が残されていることが明らかである。可搬型Ｘ線撮影装置は、小型かつ軽量でなければならず、これは、ＭａｃＭａｈｏｎの開示の‘９４８号で与えられるような機械的整合手法を、それ程望ましくないものにする。直接視線整合の制約は、多くのタイプの反射光ベースの方法の適用性を、限定された範囲の画像化状況に縮小する。Ｔａｎａｋａらの‘５５３号の解決策によって要求される複雑なセンサおよび動き制御対話は、既存の設計に相当の出費、複雑性、重量、およびサイズを追加し、限られた効果しか伴わない場合がある。多くのそれ程高価ではない可搬型放射線画像化ユニットは、必要な調節を達成するために必要とされる制御論理および動き協調構成要素を有さない。これらの手法のいずれも、特に散乱除去グリッドが使用される場合に、不整合を修正するための正しい指図である、手動調節を行うのに必要な情報をオペレータに与えない。

関連問題は、取得される画像および使用されるグリッドに適切な源−画像距離（ＳＩＤ）を達成する必要があるということである。従来の整合解決策は、ＳＩＤ情報を提供せず、別個の測定を行うこと、または近似ＳＩＤ調節を行うことを技術者に委ねる。さらに、従来の解決策は、コリメータブレードの不整合または不十分な調節によってもたらされる後方散乱を低減するのを助長するツールを技術者に提供しない。このタイプの散乱は、歯および乳房撮影画像化等の他のタイプのＸ線撮影画像化では特に問題ではない一方で、可搬型Ｘ線撮影画像化装置では、放射線が広域にわたって方向付けられるため、厄介である可能性がある。画像化受信器および受信器と関連付けられる任意の遮断要素を通過して作用する放射線が、不慮に反射されて受信器に戻り、画像品質に悪影響を及ぼす可能性がある。胸部Ｘ線および他のタイプのＸ線では、後方散乱を可能な限り低減するために、技術者は、画像化受信器の場所および配向または輪郭を推定し、それに応じてコリメータを調節する必要がある。

重大なことに、前述されるこれらの従来の解決策のいずれも、既存の可搬型Ｘ線撮影システムに組み込むのに特に好適ではない。つまり、新たに製造される機器を除くすべてにおいて、これらの前記の解決策のいずれも実際には実現することが困難であり得、著しい費用影響を及ぼす可能性がある。

上記の解決策の多くによって対処されていない、さらに別の問題は、放射線科医師および放射線技術者の実際の作業慣例に関する。Ｔａｎａｋａらの出願‘５５３号において重点が置かれる、放射線の垂直送達のための要件は、すべてのタイプの画像化に最適なわけではない。事実、傾いた（垂直ではない）放射線入射角度が最も望ましい、いくつかのタイプの診断画像が存在する。例えば、標準的な胸部前後方向（ＡＰ）写真では、推奨中心光線角度は、垂直（法線）から約３〜５度傾いている。従来の整合システムは、それらが中心光線の法線入射を提供する一方、技術者が傾いた角度に調節するのを支援するように適応しない。

したがって、放射線画像を記録するために、画像検出デバイスおよび最適散乱除去グリッドに対する放射線源の適切な角度整合ならびに位置付けを可能にする、装置の必要性が存在することが分かる。

本発明の目的は、放射線受信器に対する放射線源の整合および適切な位置付けを助長する、例示的な装置ならびに方法実施形態を提供することによって、Ｘ線撮影画像化の技術を前進させることである。本発明の特徴は、放射線源に対する受信器の距離および位置配向を感知することができる、センサならびに検出器配設の使用である。既存のＸ線装置への直接的な組み込みを可能にすることができるということが、特定の例示的な装置および方法実施形態の利点である。

例示的な装置および方法実施形態は、整合のために、患者の背後の受信器の視認性を必要としない。様々なＳＩＤ距離での使用に適応させることができる方法を提供するということが、一実施形態のさらなる利点である。

これらの目的は、例証的な実施例としてのみ与えられ、そのような目的は、本発明の１つ以上の実施形態の例示であり得る。開示される発明によって本質的に達成される他の望ましい目的および利点が、当業者の頭に浮かぶか、または当業者に明らかになり得る。本発明は、添付の特許請求の範囲によって定義される。

本発明の態様によると、Ｘ線撮影画像化システムにおいて、放射線源を可搬型画像受信器と整合させるための方法が提供され、本方法は、放射線源に結合されるエミッタ装置から、所定の界パターン（フィールドパターン）および所定の周波数の時変ベクトル方向を伴う磁界を生成することであって、生成される磁界は、同期信号をさらに備える、ことと、画像受信器に結合される感知装置から、磁界からの感知信号を取得することであって、感知装置は、３つ以上のセンサ要素を備え、センサ要素のうちの少なくとも２つは、互いに異なる角度に配設され、画像受信器の画像化領域の外側に配置される、ことと、同期信号に対する取得される感知信号の振幅および位相に従って、整合調節を示唆する出力信号を提供することとを含むことができる。

本明細書は、本発明の主題を具体的に指摘し、明確に主張する、特許請求の範囲で締めくくられているが、本発明の実施形態は、添付の図面と併せて解釈される際に、以下の説明からより良く理解されると考えられ、図面は、以下の通りである。

本発明の前述および他の目的、特徴、ならびに利点は、添付の図面に図示される、本発明の実施形態の以下のより具体的な説明から明らかになる。

図面の要素は、必ずしも互いに一定の尺度ではない。

１つのタイプの従来の可動型Ｘ線撮影ユニットの斜視図を示す。 画像化される患者と画像診断装置の基本的構成要素との相対関係を示す、斜視図である。 画像化システムセットアップの重要な次元関係を示す、斜視図である。 例示的な不整合位置付けを示す、斜視図である。 一実施形態における、整合装置の一部分の動作を示す、斜視図である。 本発明の実施形態による、好適なチューブ対受信器／グリッド整合を達成するために使用される構成要素を示す、側面ブロック図である。 本発明の実施形態による、受信器位置の表示を示す、斜視図である。 放射線源が受信器と十分に整合されていない、コリメータパターンの表示を示す。 放射線源が受信器および散乱除去グリッドと十分に整合されている、コリメータパターンの表示を示す。 放射線源が受信器と十分に整合されていない、投射コリメータパターンの表示を示す。 放射線源が受信器およびグリッドと十分に整合されている、投射コリメータパターンの表示を示す。 センタリング、角度差、および距離差を含む様々な条件下で、投射光パターンがどのように整合するかを示す図である。 センタリング、角度差、および距離差を含む様々な条件下で、投射光パターンがどのように整合するかを示す図である。 放射線源とその受信器との間の空間的関係を示唆する情報を表示するための、コリメータに結合される表示画面の使用を示す、平面図である。 表示画面を表示装置として使用するためのオペレータインターフェース例を示す。 表示画面を表示装置として使用するためのオペレータインターフェース例を示す。 表示画面を表示装置として使用するためのオペレータインターフェース例を示す。 代替えの実施形態における、表示画面のオペレータインターフェース配設を示す。 放射線源角度が変化するにつれて配向を変化させる、コリメータの付近に搭載される表示画面の一連のオペレータインターフェース表示画面を示す。 本発明の実施形態による整合装置を使用する、Ｘ線撮影画像化装置を示す、概略図である。 放出される磁界に対するセンサ要素での信号振幅および位相と関連する、基本的距離および角度関係を示す、概略図である。 放出される磁界に対するセンサ要素での信号振幅および位相と関連する、基本的距離および角度関係を示す、概略図である。 放出される磁界に対するセンサ要素での信号振幅および位相と関連する、基本的距離および角度関係を示す、概略図である。 センサ装置を形成する感知要素を提供する、ホルダ内の受信器および散乱除去グリッドを示す、平面図である。 エミッタ装置の構成要素を示す、概略ブロック図である。 図１４Ａのエミッタ装置によって生成される波形を示す。 エミッタ装置内で変調された、直角に配置されたサインコイルおよびコサインコイルからの回転磁界ベクトルのパターンを示す。 センサ装置の構成要素を示す、概略ブロック図である。 図１５Ａのセンサ装置によって獲得される波形を示す。 センサ装置によって処理された、復調され、フィルタ処理された図１５Ｂの波形を示す。 本発明の実施形態による、整合の基本的ステップを列挙する、論理フロー図である。 本発明の装置を使用した整合の動作シーケンスを示す、論理フロー図である。 本発明の装置を使用した自動整合の代替えのシーケンスを示す、論理フロー図である。 制御論理が、本発明の実施形態による界生成および処理ステップをどのように実行するかを示す、論理フロー図である。 本発明の実施形態による、終了ステップの処理を示す、論理フロー図である。 本発明の実施形態による、センサデータの周期的処理を示す、論理フロー図である。 金属患者ベッドと関連する測定考察事項を示す、側面概略図である。 相対位置オフセットをグリッドフレーム角度と関連付ける、グラフである。

種々の早期のＸ線撮影システムで使用されてきた限られた傾斜を感知する手法とは異なり、特定の例示的な装置および方法実施形態は、多数のＸ線画像化システムで使用することができる、放射線源対受信器整合の問題の直接的な解決策を提供する。

本開示の文脈において、「画像化受信器」、またはより単純に「受信器」という用語には、例えば、フィルムもしくは蛍光体媒体等の光子刺激性媒体を有するカセットを含んでもよく、または放射線源から放出される放射線に従って画像を記録する検出器アレイを含んでもよい。可搬型受信器は、患者の背後に容易かつ便利に位置付けることができるように、放射線源に機械的に結合されていない。

本明細書で使用される場合、「通電可能」という用語は、電力を受信するのに応えて、および任意選択的に、許可信号を受信するのに応えて、指示される機能を実施する、デバイスまたは一式の構成要素を指す。

本開示の文脈において、２つの要素は、それらの角度配向（方向）が互いに９０度＋／−１２度異なる場合に、実質的に直角であると見なされる。

本開示の文脈において、「結合される」という用語は、１つの構成要素の配置が、それが結合される構成要素の空間的配置に影響を及ぼすような、２つ以上の構成要素の間の機械的関連付け、接続、関係、または連結を指すことが意図される。機械的結合では、２つの構成要素は、必ずしも直接接続している必要はなく、１つ以上の中間構成要素を通して連結することができる。

図２Ａの斜視図は、Ｘ線撮影画像化装置３０の構成要素を示す。Ｘ線源等の放射線源２０は、放射線を患者１４に向かって方向付ける。患者の背後に位置付けられる受信器１０は、患者１４を通過する入射放射線から、診断画像を形成する。受信器１０は、例えば、フィルムもしくは蛍光体媒体等の光子刺激性媒体を有してもよく、または放射線源２０から放出される放射線に従って画像を記録する、検出器アレイを有してもよい。受信器１０は、横向きまたは縦向き配向を有してもよい。任意選択の散乱除去グリッド１２は、受信器１０の表面の真上に、図１Ａに示されるように配設される、プレート１８を有する。放射線源２０は、図２Ａの実施例では、源２０から外向きに受信器１０に向かって方向付けられる放射線界を画定する、コリメータ２２を有する。

放射線源２０は、放射線を受信器１０に向かって方向付けるために、調節可能な角度配向を有する。図２Ｂ（システム構成要素のより良い視認性のために、患者１４は示されていない）は、座標ｘｙｚ軸を示す。ここでは、源−画像距離（ＳＩＤ）は、ｚ軸の概略方向である。図２Ｂでは、放射線源２０は、受信器１０から好適なＳＩＤのその整合位置にある。グリッドプレート１８は、それらが、それらのそれぞれの平面がＳＩＤで収束する焦線Ｌを画定するように、角度配設される。そのような実施形態における大部分の画像化での最良整合のために、放射線源２０は、焦線Ｌの付近に中心があるべきであり、コリメータ２２の正面部分は、受信器１０の平面に対して概して平行に向いているべきである。しかしながら、わずかな角度オフセットが好ましい画像タイプが存在する可能性がある。

対照的に、図２Ｃは、放射線源２０の不十分な位置付けの２０’および２０”の点線輪郭を示す。点線で示される位置２０’および２０”では、ＳＩＤは、ほぼ許容可能であるが、しかしながら、放射線源２０は、焦線Ｌの付近に中心がなく、その角度配向は、ひどく斜行している。これらおよび同様の不整合位置では、放射線源の散乱除去グリッドとの整合が不十分であり得、画像品質を低下させる、または最悪の場合、好適な診断画像が取得されるのを妨げる。

図３Ａの斜視図および図３Ｂの側面図は、経路Ｐとして表され、中心軸を中心に分布される放射線経路を有する放射線源２０と、放射エネルギー感知性が高く、Ｘ線撮影画像を形成するために被験者に隣接して位置付けられる画像化受信器１０との間の相対的空間的関係を感知するように、ならびに整合および距離を含む相対的空間的関係を示唆する１つ以上の出力信号を生成するように通電可能である、整合感知装置４０の使用を示す。図３Ａおよび図３Ｂに示される実施形態では、ホルダ４６は、画像受信器の画像化領域の外側に配置され、時変ベクトル方向を有する電磁界、あるいは単一のエミッタＴもしくは一対のエミッタＴ１およびＴ２であって、各エミッタＴ、Ｔ１、もしくはＴ２は、コリメータ２２の付近に搭載される等、放射線源２０に結合されて示される界生成要素（フィールド生成要素）４４を備える、単一のエミッタＴもしくは一対のエミッタＴ１およびＴ２によって生成される、または磁石もしくは通電されたコイルを回転させるモータによって生成される信号を受信する、１つ以上のセンサ要素４２（例えば、電磁コイル）を有する。一実施形態では、センサ要素４２は、同一平面上ではない。一実施形態では、界生成要素４４は、同一平面上ではない。

また、ホルダ４６は、受信器１０も保持する。代替えの実施形態では、整合感知装置４０構成要素は、受信器１０に組み込まれる。さらに別の代替えの実施形態では、信号方向が反転され、信号は、ホルダ４６上の受信器１０に結合される１つ以上のエミッタＴから生成され、源２０と結合されるセンサ要素によって検出される。角度測定値を取得するために、受信器１０もしくは放射線源２０の一方または両方上に、傾斜計、加速度計、コンパス、ジャイロスコープ、あるいは他のデバイス等の追加のセンサ２８を提供することができる。整合感知装置４０からの１つ以上の位置感知信号は、調節が必要か否かを判定するために、および任意選択的に、図３Ｂに示される放射線源２０上に搭載される表示画面等の表示装置５２にこの情報を提供するために、制御論理を提供する制御論理プロセッサ４８に進む。代替えの実施形態では、整合の状態を示唆し、必要とされる特定の調節に関するガイダンスを提供する表示を患者または他の被験者上に投射するために、任意選択の投射器５４が提供される。

図３Ｂおよび以下においてＸ線源２０上に搭載されて示される任意選択の投射器５４は、例えば、Ｍｉｃｒｏｖｉｓｉｏｎ Ｉｎｃ．， Ｒｅｄｍｏｎｄ， ＷＡ， ＵＳＡのＰｉｃｏ Ｐｒｏｊｅｃｔｏｒ Ｄｉｓｐｌａｙ、またはＡＡＸＡ Ｔｅｃｈｎｏｌｏｇｉｅｓ， Ｉｎｃ．， Ｓａｎｔａ Ａｎａ， ＣＡのＭｉｃｒｏ Ｐｒｏｊｅｃｔｏｒ等のピコ投射器であってもよい。これら等の画像形成デバイスは、小さいサイズ、低重量、および低電力要件を含む多数の理由のために有利である。現在、携帯電話および他の高度に可搬型の電子デバイスで使用されている、これらの小さい設置面積の投射器は、発光ダイオード（ＬＥＤ）またはレーザー等の１つ以上の低電力固体光源に表示面上を走査させる。このタイプの投射器は、広い範囲の距離にわたる投射に、小さい数の光学構成要素を必要とする。固体光源自体は、典型的に、投射される画像ピクセルにのみ電力が消費されるように、必要に応じて高速にオンオフさせることができる。これは、バッテリ電力を投射器５４に使用することができるように、表示デバイスが、低電力レベルで動作することを可能にする。代替えの実施形態は、Ｔｅｘａｓ Ｉｎｓｔｒｕｍｅｎｔｓ， Ｉｎｃ．のＤｉｇｉｔａｌ Ｌｉｇｈｔ Ｐｒｏｃｅｓｓｏｒ（ＤＬＰ）等のデジタルマイクロミラーアレイ、Ｓｉｌｉｃｏｎ Ｌｉｇｈｔ Ｍａｃｈｉｎｅｓ， Ｉｎｃ．のＧｒａｔｉｎｇ Ｌｉｇｈｔ Ｖａｌｖｅ （ＧＬＶ）デバイス等の微小電気機械回析格子光弁のアレイ、またはシリコン上液晶（ＬＣＯＳ）デバイスを含む液晶デバイス（ＬＣＤ）を採用するもの等の他のタイプの電子画像化投射器を画像形成装置として使用する。代替えの実施形態では、投射器５４は、標的を移動させるモータまたは他のアクチュエータを伴う光源および可動型標的によって提供され、標的は、受信器場所を示す画像を提供するために、光源の経路内に位置付けられる。

図４の斜視図は、任意選択の投射器５４が本発明の一実施形態による表示機能をどのように実施するかを示す。投射器５４は、左側に示されるように受信器１０の領域を超える画像フィールド５８にわたり、画像を形成する光を投射することができる。受信器１０が、整合感知装置４０を使用して位置特定される際、投射器５４は、患者１４上に受信器パターン６０を表示し、受信器パターン６０は、少なくとも患者１４の背後または真下の受信器１０の場所を示唆する輪郭を示す。右側では、所望の整合が示されており、Ｘ線チューブヘッド内のコリメータ光源から放出されるコリメータパターン６２は、受信器パターン６０と整合されている。とりわけ、この配設を用いて、投射器５４は、受信器１０のサイズを超える領域にわたり画像を投射することができ、コリメータおよび受信器１０上への放射線経路のセンタリングの前に、受信器１０の輪郭を表示することを可能にする。

図５Ａの斜視図は、放射線源２０の放射線経路（前述されるように軸Ｐに沿って中心がある）が、受信器１０またはそのグリッド１２と整合されていない空間的配設において、放射線源２０から表示されるコリメータパターン６２を示す。図５Ｂの斜視図は、受信器パターン６０を受信器１０に直接投射する、表示装置５０内の投射器５４を示す。図５Ｃは、重ね合わせられた経路、ならびに放射線源２０と受信器１０との間の不十分な整合を示唆する不合致パターン６０および６２を示す。次いで、図５Ｄの斜視図は、正しい整合を示し、受信器パターン６０およびコリメータパターン６２は、中心整合されており、かつ対称である。ＳＩＤが正しくなく、受信器１０が放射線源２０に対して遠すぎるか、または近すぎるかのいずれかである場合に、投射器５４とコリメータパターン６２との間の視差問題が引き起こされる可能性があることを観測することができる。

投射器５４およびＸ線チューブヘッドのコリメータ光から表示されるパターンの位置関係を、整合の指標として使用することができる。一例として、図６Ａは、コリメータ光からのコリメータパターン６２と投射器５４からの受信器パターン６０との整合が、放射線源２０のその受信器１０との整合調節が必要であることをどのように示唆するかを示す。６０および６２で示されるパターンは、説明のために選択される代表的な例であり、図６Ａおよび図６Ｂの実施例に示される中心円を伴う、または伴わない十字線パターンを含む、十字線パターンを含むが、これに限定されない、多数の形態のうちの任意の形態をとることができる。相対位置９０で、源２０および受信器１０は、整合されておらず、それぞれのパターン６２および６０は、この不整合を示唆する。相対位置９２で、源２０は、受信器１０との整合により近く、位置９０で示されるよりセンタリングに近く、パターン６２および６０は、いくらか重なり合ってはいるが、相互に対して中心ではないことを表示する。相対位置９４で、源２０および受信器１０は、整合されており、それぞれのパターン６２および６０がこのセンタリング整合を示唆するように重なり合っていることが表示される。加えて、パターン６０および６２の両方が同一のサイズであり、実質的に同一の領域にわたる状況で、また、位置９４は、コリメータが、放射線分布を制限し、後方散乱の可能性を低減するように適切に設定されていることも示唆する。また、ＳＩＤの値６６および角度も投射器５４によって表示される。代替えの実施形態では、また、源−対象距離（ＳＯＤ）も表示する。投射される値を、受信器パターン６０内またはその外側に位置付けることができる。コリメータブレード位置を感知することができる代替えの実施形態では、また、平行化光ビームを適切にサイズ決定し、配向することに関する追加の情報も表示器内に提供することができる。

図６Ｂは、源２０および受信器１０の不十分な相対位置付けを表す、他の実施例を示す。相対位置９６では、源２０は、受信器１０に対してほぼ中心であるが、角度は、法線から斜行している。したがって、源２０からの放射線経路および受信器１０の角度関係を示唆する受信器パターン６０は、例えば、台形パターンを有する等、非長方形である。相対位置９８では、源２０は、受信器１０に対してほぼ中心であるが、源−画像距離（ＳＩＤ）が正しくない、または正しい場合には、コリメータが後方散乱を低減するように調節されるべきである。この場合、それぞれのパターン６０および６２は、異なるサイズであるように見え、ＳＩＤ調節の必要性を示唆する。

表示装置５０に投射が使用される場合、患者上に、または患者の横に、受信器１０輪郭に加えて、様々なタイプの情報、例えば、受信器の場所、自動照射制御（ＡＥＣ）デバイスの場所、グリッド情報、実際のＳＩＤおよび推奨ＳＩＤ、患者情報、ならびに整合情報のある部分を表示することができる。

表示装置５０としての表示画面５２

図７は、代替えの実施形態では表示装置５０の投射器５４を補完または置換することができる、表示画面５２を示す。一実施形態では、表示画面５２は、オペレータが、放射線源２０を位置に移動させながら表示結果を見ることができるように、示されるように、コリメータ２２の付近に搭載される。代替えの実施形態では、取り外し可能な表示画面もしくは遠隔表示画面上に、または表示器６１０（図１）、Ｘ線撮影画像化装置３０自体の一部である表示コンソール上に、整合ユーティリティが提供されてもよい。

図８Ａ、図８Ｂ、および図８Ｃは、表示画面５２を表示装置５０として使用する際のオペレータインターフェース例を示す。適切なセンタリング、角度、およびＳＩＤのために必要とされる調節を記号で表すために、様々な図式アイコンならびに画像が使用される。角度調節指標１００は、受信器１０に対する源２０の適切な角度調節を誘導するのを助長する、様々な図式および測定データを提供する。角度情報は以下の１つ以上を表示する。
（ｉ）受信器角度：任意選択の傾斜計もしくは他のセンサ２８（図３Ｂ）または他の整合感知装置４０データから、真の水平に対する角度測定値を取得することができる。
（ｉｉ）放射線源２０のチューブ角度：傾斜計もしくは他のセンサ２８または他の整合感知装置４０データから、この真の水平に対する角度測定値を同様に計算することができる。
（ｉｉｉ）受信器／グリッド対源２０角度：受信器１０と源２０との間のこの相対角度測定値は、１つ以上の任意選択のセンサ２８（図３Ｂ）からの測定値を使用して、または他の整合感知装置４０データから取得することができる。
（ｉｖ）源対グリッド１２整合のための捕捉角度データ。
（ｖ）整合感知装置４０の測定値から計算される所望の角度に対する源対受信器角度。これには、非法線角度の調節を含む。

ＳＩＤ指標１１０は、測定データから取得される現在のＳＩＤ値を列挙するだけでなく、示される実施形態では、また、必要とされる調節量も示す。センタリング指標１２０は、テキストおよびセンタリング誤差ならびに必要とされる調節方向に関する図式情報を提供する。図８Ｂでは、センタリング指標１２０は、受信器の縦向き／横向き配向を示す、図式要素１０４を含む。アイコン１０２は、対応する値の必要とされる調節方向を示唆するために、色、点滅、またはビデオクリップを含むアニメーション、および異なるタイプの記号を使用する。また、図式要素１０４は、必要とされる調節を視覚的に示唆するのを助長するためにも提供される。図式要素１０４は、円、バー、または他の形状を含む、多数のタイプのうちの任意のタイプの好適な要素であることができる。正しい角度、センタリング、または距離値を示唆するために、色を使用することができ、色の違いは、必要とされる変更がある場合には、推奨方向を示唆し、色遷移は、位置の間の移動を示唆する。調節が所望の設定とどれだけ近いかを判定するために、様々な閾値が使用される。

図９は、表示画面５２上のオペレータインターフェースの代替えの実施形態の平面図を示す。ＳＩＤ指標１１０は、測定データから取得される現在のＳＩＤ値を列挙する。ここでは、図式要素１０４は、センタリング、距離、および角度に必要とされる相対調節量を示す、スライダを含む。スライダのセンタリングは、正しい位置付けを示唆する。角度調節指標１００は、真の水平に対する、または任意選択的に、相互もしくは好ましい設定に対する、受信器あるいはＸ線源の測定角度値を示す。任意選択の実施形態では、それらの相対角度の差が表示される。センタリング指標１２０は、Ｘ線ビームの相対位置および形状を示す、重ね合わせたアイコン１２２を使用して、縦向きもしくは横向き配向等の受信器１０の画像または輪郭を示す。制御ボタン１２４は、整合の改善、システムまたはシステム構成要素に関する情報の取得、および他の機能に有用なユーティリティを提供する。代替えの実施形態では、これから取得されるＸ線撮影画像のビュータイプ（例えば、ＡＰ胸部検査ビュータイプ等）を設定するため、使用される場合には使用されるグリッドのタイプを指示するために、制御ボタン１２４のうちの１つが使用される。この設定は、次いで、画像に割り当てられ、表示される、特定のＳＩＤおよび角度値をもたらすことができる。

図１０は、コリメータ２２の付近に搭載され、放射線源２０の角度が変化するにつれて配向を変化させる、表示画面５２の一連のオペレータインターフェース表示画面を示す。位置１３０で、受信器アイコン１３２は、センタリング標的アイコン１３４および放射線源アイコン１３６と共に表示される。位置１４０で、センタリングは、部分的に達成されるが、放射線源２０は、受信器に向かって方向付け直されなければならない。位置１５０で、放射線源２０が回動され、画面表示は、受信器アイコン１３２ならびにアイコン１３４および１３６を用いて構成要素の位置を表すように、自体を動的に再配向する。ＳＩＤアイコン１５２は、受信器までの放射線源距離が調節されなければならないことを図式的に示す。ＳＩＤアイコン１５２は、ＳＩＤが変化するにつれて位置を変化させる。位置１６０で、適切なセンタリング、角度、およびＳＩＤが取得される。ＳＩＤ指標１１０に示されるように、ＳＩＤ値が表示される。

一実施形態では、また、センサも、グリッド１２が使用されるか否かを示唆することができ、使用される場合、使用されるグリッド１２のタイプを示唆することができる。次いで、システムは、検出される受信器の回転に基づき、横または縦グリッドタイプ、グリッド比、例えば、６：１、８：１、１０：１、使用されるグリッドの最適なＳＩＤ（またはＳＩＤ範囲）、および正しいグリッドタイプを使用するための指示またはメッセージ（横または縦）等の情報を表示することができる。患者が平らに横たわっていない場合、システムは、グリッドの傾斜計データを通してこれを判定することができ、また、他のセンサデータを使用して、この状態を判定することもできる。また、システムは、放射線経路の角度がグリッドの一方の側または他方の側に対して過度に斜行している際に生じ、グリッド要素が放射線の相当量を遮断する状態であるグリッドカットオフと関連付けられる警告メッセージも提供することができる。グリッドの存在または不在が判定される際、システム論理は、検査に正しいビューを自動的に選択することができる、または既存のビューを異なるビューに変更することができる。例えば、システムは、非グリッドビューからグリッドビューに切り替えることができる。この新しいビューは、異なる名前、異なる照射パラメータまたは技法、および異なる画像処理パラメータを有してもよい。本発明の代替えの実施形態では、画像タイプまたはビューが判定され、ビュータイプに基づき、センタリング、角度、およびＳＩＤの１つ以上の適切な設定が自動的に割り当てられる。ビューは、表示画面５２を使用して等、オペレータが設定することができ、使用されるグリッドのタイプを指定してもよい。代替えとして、例えば、傾斜計読み取り値等の測定データから、ビューを判定することができる。

整合装置

前述されるように、画像化受信器でグリッド１２（例えば、図２Ａ）が使用される場合、整合は、特定の値である。グリッドに対する源の整合は、散乱を低減することによって取得画像を改善するのを助長する。

図１１の概略図は、整合装置４０を使用する、Ｘ線撮影画像化装置３０を示し、整合に必要とされる２つの平行移動、および３つの回転段階とコリメータ回転を標識する。図１１の実施形態では、整合に単一のエミッタ装置Ｔが使用される。また、一対のエミッタ装置Ｔ１およびＴ２を伴う実施形態も使用される。

本発明の実施形態は、エミッタ構成要素に使用される搭載配設に関連する所定の位置界パターンを伴い、連続して変化する、または時変ベクトル方向を伴う磁界を生成するエミッタ装置Ｔを使用し、異なる位置に配設される一式のセンサによって可変磁界から感知される信号を比較して、源対検出器整合の位置情報を提供する。放出される所定の位置界パターンは、任意の画像化条件下で同一のパターンであることができ、画像受信器の位置に対する位置によって変化しないが、エミッタ回路に対して同一の位置を有し、エミッタＴ装置構成要素４４が搭載される空間的位置に依存する。例えば、界パターンを生成するためにモータが使用される場合、回転される界生成要素４４およびモータ軸の位置によって判定される、同一に回転される界パターンが毎回使用される。エミッタ装置Ｔの一部としての別個のサインコイルおよびコサインコイルが界パターンを生成する場合、このパターンは、これらの構成要素に対して固定位置にあり、この位置は変化しない。また、相対位置を判定するために検出されるセンサ信号を使用するために必要とされる同期信号を提供するためにも、これらの同一の構成要素を使用することができる。

図１２Ａの概略ブロック図は、この整合機構感知がどのように動作することができるかを示す。エミッタ装置Ｔで、信号ジェネレータ１８０は、自体の周囲に、固定界位置パターン５６を伴う、所定の周波数の周期的可変磁気ベクトルパターンを有する時変磁界を生成する。感知装置Ｒで、センサ要素４２ａ、４２ｂ、および４２ｃは、生成される界に対して異なる角度で、ばらばらに離れている。センサ要素４２ａ、４２ｂ、および４２ｃのそれぞれは、対応する信号８４ａ、８４ｂ、および８４ｃをそれぞれ取得する。ある時点の任意のインスタンスでの各センサでの信号振幅は、エミッタＴとセンサ要素との間の距離を示し、また、磁界ベクトルの方向に対するセンサの最高感度の方向の要因でもある。センサ要素４２ａ、４２ｂ、および４２ｃがコイルである場合、例えば、センサの最高感度の方向は、コイルのコアの対称軸Ａと関連する。

図１２Ａに示されるように、センサ要素４２ａ、４２ｂ、および４２ｃからの信号８４ａ、８４ｂ、および８４ｃは、時変磁界ベクトルに対するそれらの相対角度のため、互いに位相φ１、φ２、およびφ３だけシフトされる。エミッタから同期（ｓｙｎｃｈｒｏｎｉｚａｔｉｏｎ）または同期（ｓｙｎｃ）信号８６が生成され、エミッタの基準フレーム内でセンサ信号のタイミングを磁界ベクトルの配向と関連付けるために使用される。この同期信号タイミングの各センサ要素からの位相および振幅情報との組み合わせは、Ｘ線源および検出器の相対位置を取得するのに有用な情報を提供する。

エミッタＴは、多数の方法で、時変ベクトル方向を伴う磁界を生成することができる。回転運動が提供される場合、単一のコイルまたは他の界生成要素を使用することができる。図１２Ｂは、必要とされる時変磁気ベクトルパターンを生成するために磁石７２をスピンさせるモータ８８を伴う、エミッタＴ内の信号ジェネレータ１８０の実施形態の正面図および側面図を示す。一実施形態では、磁石７２は、永久磁石である。代替えの実施形態では、磁石７２は、直流（ＤＣ）駆動部を有するコイルである。

また、磁石７２は、交流（ＡＣ）信号によって駆動されるコイルであることもできる。そのような実施形態では、ＡＣ信号は、モータ８８からの回転によって提供される時変ベクトル方向変化を伴う、一種の搬送信号としての機能を果たす。各センサは、モータの回転角度に対するセンサの最高感度の方向に従って、搬送信号の経時的な振幅変調を見る。有利に、ＡＣ信号を使用することは、感知装置Ｒ内のセンサ要素を、ＡＣ信号の周波数でより高い利得を有するように調整することを可能にする。これは、改善された信号対ノイズ比を提供することができる。広くは、搬送信号は、エミッタ装置によって生成される時変ベクトル方向を伴う空間中の磁界の周波数より高い周波数である。

また、時変磁界は、２つ以上の固定コイルを備える信号ジェネレータ１８０、または回転を必要としないが、時変であり、センサ要素によって検出することができる磁界ベクトルを放出するように協働する他のエミッタを使用して形成することもできる。時変磁界は、各コイルからの界の大きさを、時間に関して同期するように変調することによって生成される。図１２Ｃは、直角に、またはそれらの間にある他の角度差を伴って配置される２つのコイル１８２ａおよび１８２ｂを使用する、エミッタＴ内の信号ジェネレータ１８０の代替えの実施形態の正面図ならびに側面図を示す。コイル１８２ａおよび１８２ｂは、図１２Ｃに示されるように、異なる平面内にあることができる。

源−検出器位置付けにおける考察事項に、６度の自由度（ＤＯＦ）が存在する。相対位置付けを判定するために、少なくとも６つの独立した位置関連測定値が必要とされる。感知装置Ｒの３つ以上のセンサ要素を用いて、時変磁界ベクトルを生成する少なくとも１つのエミッタＴを使用して、解を見つけることができる。この配設は、６つの未知の自由度を解くために必要とされる６つの独立した測定値を提供するために、３つの感知要素のそれぞれでの位相測定値および大きさ測定値の両方を提供することができる。代替えとして、源−検出器位置付けを判定するのに十分な独立した測定値を得るために、感知装置Ｒに２つ以上のセンサ要素を伴う、それぞれが時変磁界ベクトルを生成する、２つのエミッタＴ１およびＴ２を使用することができる。

エミッタＴによって、または代替えとしてある外部タイミング機構から同期（Ｓｙｎｃ）信号８６が提供される。この信号は、短パルス磁気信号または他の時間調節信号（ｔｉｍｅｄ ｓｉｇｎａｌ）を生成すること等によって、磁界自体の中に提供することができる、または例えば、制御論理プロセッサ４８からの信号等の有線信号接続を使用して提供されてもよい。

図１３の平面図は、ホルダ４６内に置かれた受信器１０およびそのグリッド１２を示す。磁界が放出され、感知される、図１２Ａ、図１２Ｂ、および図１２Ｃに記載される原理を使用して、生成される磁界の方向が、図１３の装置を使用して感知され、エミッタ装置４４に対する各センサ要素４２の相対整合を示唆するために使用される。受信器信号は、センサ要素４２のそれぞれから同期して測定され、記録される。感知装置内のセンサ要素は、信号三角測量の利点を利用するために、空間的に分離される。センサ要素４２は、図１３に示されるように、画像受信器１０の周辺の画像受信器１０の画像化領域の外側に位置することができる。センサ要素４２がコイルである場合、それらの対称軸（コイルの各コア要素の対称軸と同一）は、受信器１０の平面に対して概して平行な平面内に位置する。感知される大きさおよび位相情報は、エミッタとセンサ要素との間の相対位置および配向を導出するために、数学的に評定される。各センサ要素４２の一部として、制御論理プロセッサ４８（図３Ｂ）との信号通信を維持するための構成要素と共に、続いて本開示に記載される、信号増幅および測定支援回路が関連付けられる。

図１２Ｃを参照して記載されるような固定エミッタコイルの使用は、可動部分を伴うモータまたは他のアクチュエータが、コイルまたは他の界生成要素４４を回転させることによって時変磁界を提供する必要性を排除するため、有利である。図３Ａおよび図３Ｂに示されたように、固定エミッタＴでは、放射線源２０上に、少なくとも２つの界生成要素４４が存在することができ、各エミッタＴを形成する２つの界生成要素４４は、典型的に、互いに直角に配置される。代替えとして、界生成要素は、任意の既知の相対配向で、互いに離間して存在することができる。界生成要素４４は、典型的に、対合コイルである。

センサ要素４２を他の角度に配置する等の戦略を使用して、位置検出の利点をもたらすために、追加の界生成要素４４および追加のセンサ要素４２を使用することができることに留意されたい。本明細書の一実施形態によると、３つ以上のセンサ要素４２が提供され、隣接要素は、４５度の増分で互いに回転される。これは、より正確な位置および配向測定値を取得することができるように、追加の信号情報を利用可能にすることができる。さらに、エミッタ装置Ｔの界生成要素４４がホルダ４６上にあり、センサ要素４２が放射線源２０上に配置されるように、センサならびに界生成要素４２および４４の相対位置を、示されるものから反転させることができる。表面誘起電流効果を低減するのを助長するために、生成および感知のためのコイルは、例えば、ＤＲ受信器１０の金属ケースに対して平行に、またはコリメータ特徴に対して平行に等、近隣の金属表面構造物に対して実質的に平行に整合される。センサコイルでは、実質的に平行な整合とは、平行の約１０度以内、好ましくは平行から約２度以下のコア軸の整合を意味する。他のタイプのセンサデバイスでは、実質的に平行な整合とは、平行の約１０度以内の最高感度軸の整合を意味する。

図１４Ａの概略ブロック図は、本発明の実施形態による、一対のエミッタ装置Ｔ１およびＴ２から時変磁界を生成し、放出するためのエミッタ回路２００を示す。図１４Ａに示される実施形態では、各エミッタ装置Ｔ１およびＴ２は、サインコイル４３と、コサインコイル４５とを含むことができる、別個の界生成要素を変調させることができる。制御論理プロセッサ４８（図３Ｂ）等の他の制御論理と通信リンク２０４上で信号通信状態にある制御プロセッサ２０２は、界生成要素４４のコイルを駆動させる適切な電圧電流増幅器２１２に信号を提供するように、この変調の制御をデジタル−アナログ（Ｄ／Ａ）変換器２０８およびオシレータ２１０と協調させる。制御プロセッサ２０２は、代替えとして、界生成要素、サインコイル４３およびコサインコイル４５の両方の対のそれぞれが、同時に磁界を放出しないように、離散時間間隔中に各エミッタ装置Ｔ１、Ｔ２を通電することができる制御回路を提供する。任意選択のオシレータ２１０は、本発明の一実施形態に従って、正弦波エンベロープ等の波形エンベロープ内で振幅が変調される搬送周波数を提供する。センサおよびエミッタ装置Ｔ要素内のそれぞれのコイルは、搬送周波数に同調される。好適な搬送周波数の選択は、電力および距離考察事項、患者を通る相対透過度、近隣機器との干渉、信号対ノイズ比、および他の要因を含む、多数の要因に基づくことができる。本発明の実施形態と一致して、数ｋＨｚから数ＭＨｚの範囲に及ぶ搬送周波数を使用することができる。広くは、搬送信号は、エミッタ装置から生成される、時変ベクトル方向を伴う磁界の周波数より高い周波数である。

図１２Ａ〜図１２Ｃを参照して記載される、位相対位置の関係を利用するために、放出される磁界は、正弦波または他の反復もしくは周期信号等の経時的に変化する変調信号である。この界は、典型的に、一度に１つのエミッタ装置Ｔ１、Ｔ２から放出され、Ｘ線源と受信器との間の空間的関係を確立するのを助長するのに必要なだけ反復する。図１４Ａの実施形態では、例えば、各エミッタ装置Ｔ１、Ｔ２は、分離時間間隔にわたり、その磁界を放出することができる。それらのそれぞれの磁界生成の時間間隔が、少なくとも実質的に重なり合わないように、第２のエミッタ装置Ｔ２による放出が開始する前に、第１のエミッタ装置Ｔ１による放出が終了する、またはそれが終了されるプロセス中になる。サインコイル４３およびコサインコイル４５は、同一平面内等で空間的に可変距離分離させることができ、または異なる平面内に配置されてもよい。サインコイル４３およびコサインコイル４５の空間的分離は、例えば、三角測量に有用であるように、信号処理精度を改善するのを助長することができる。

搬送信号の使用は、任意選択であるが、ノイズの多い環境内での距離にわたる時変磁界の検出の利点を有する。信号対ノイズ比を改善するために、センサ要素４２を搬送周波数に同調させることができる。図１４Ｂに示される波形は、対合サインおよびコサインコイルからの信号を加算することによって形成され、センサ要素４２で検出される、放出信号８２として、正弦波エンベロープ内の変調された搬送周波数を示す。例示的な概略図示および一例として、図１４Ｃは、エミッタ装置内で変調された、直角に配置されたサインコイルおよびコサインコイルからの回転磁界ベクトルのパターンを示す。

図１５Ａの概略ブロック図は、エミッタ回路２００からの放出信号を取得し、調整するための感知装置２２０を示す。各センサ要素４２は、本発明の一実施形態によるコイルであることができる。他の実施形態は、例えば、ホール効果感知デバイス、磁気抵抗センサ、巨大磁気抵抗（ＧＭＲ）センサ、またはフラックスゲートセンサ等のある他のデバイスを、センサ要素４２として採用する。コイルを使用する実施形態では、各センサ要素４２のコイルは、ノイズ除去のために、その信号を前置増幅器２２２および帯域通過フィルタ２２４に提供することができる。次いで、増幅器２２６および復調器２２８によって、信号を処理することができる。復調された信号を、低域通過フィルタ２３０を通して、アナログ−デジタル（Ａ／Ｄ）変換器２３２に提供することができる。次いで、制御論理プロセッサ４８（図３Ｂ）等の他の制御論理と通信リンク２３８上で信号通信状態にある制御プロセッサまたは他の信号生成回路２３６は、エミッタ装置に対する感知装置の位置および配向、ならびに感知装置とエミッタ装置との間の距離を示す出力データ信号等の出力信号を生成するように通電可能である。図１５Ａに示される専用マイクロプロセッサによって、または例えば、アナログ回路等のある他の回路によって、信号生成回路２３６の機能を実施することができる。また、例えば、加速度計等のデバイス配向を示唆するための他の構成要素も、信号生成回路２３６と信号通信状態にあることができる。

前述されるように、エミッタ回路２００を、コリメータ２２に装備する等、Ｘ線源２０に結合し、ホルダ４６の一部として対応する感知装置２２０を伴うことができる。代替えの実施形態では、エミッタ回路２００が、受信器１０に結合されて、ホルダ４６に装備され、感知装置２２０が、Ｘ線源２０に結合される、反転配設を使用することができる。

図１５Ｂは、感知装置２２０の一式のセンサ要素４２の各コイルから受信される例示的な波形を示す。この左半分は、エミッタＴ１からの信号に関連する波形を示し、右半分は、エミッタＴ２からの波形を示す。各列は、１つのセンサ要素４２コイルの信号である。この図から見ることができるように、各センサ信号は、同一の生成される時変磁界に対して、異なる大きさおよび位相を有することができ、大きさおよび位相は、相対センサ位置および配向に依存する。示されるように、また、同期（Ｓｙｎｃｈ）信号８６も検出することができる。図１５Ｃは、図１５Ａの回路を通して処理した後の例示的な復調波形を示す。

整合のための動作シーケンス

図１６Ａの論理フロー図は、特定の例示的な実施形態による、整合の基本的ステップを列挙する。信号生成ステップ２５０では、エミッタ装置Ｔから、または代替えとして、エミッタ装置Ｔ１およびＴ２から、所定の界パターンならびに時変ベクトル方向を伴う１つ以上の磁界を生成することができる。また、界生成の一環として、同期（ｓｙｎｃ）信号も生成することができる。信号感知ステップ２６０は、画像受信器に結合される感知装置から、生成される磁界からの感知出力信号を取得する。感知装置は、前述されるように、３つ以上のセンサ要素を有し、センサ要素のうちの少なくとも２つは、互いに異なる角度に配設され、画像受信器の画像化領域の外側に配置することができる。出力信号ステップ２７０では、出力信号が提供される。この信号は、同期信号に対する取得される感知出力信号の振幅および位相に従う、整合調節を示す。続く例示的な説明は、このプロセスに関連する追加の詳細を提供する。

図１６Ｂのフロー図は、本明細書の例示的な装置実施形態を使用することができる、またはそれで実現することができる、整合の動作シーケンスを示す。位置付けステップ３００では、オペレータは、放射線源２０を、概して患者の背後に位置付けられる受信器１０を向くように位置付ける。次いで、オペレータは、界生成および処理の繰り返しサイクルを開始するコマンドを入力する。界生成および処理ステップ３１０は、図１４Ａ〜図１５Ｃを参照して記載される、各エミッタ装置Ｔ１およびＴ２のそれぞれからの順での同期（ｓｙｎｃ）信号８６および磁界の自動生成、ならびに回路および信号シーケンスを使用した、センサ要素４２から受信される各信号の感知および処理を提供する。評価ステップ３２０では、オペレータは、Ｘ線源２０位置を再調節するために、表示されるガイダンスデータを見る。調節が必要とされる場合、示されるように、調節ステップ３５０が実行され、評価ステップ３２０が繰り返される。決定ステップ３３０が成功を示唆する場合、整合信号伝達および処理は、終了ステップ３４０で終了する。処理シーケンスにおいて、各エミッタ装置Ｔ１、Ｔ２のそれぞれを、制御プロセッサ２０２（図１４Ａ）等の制御回路によって開始され、それによって制御されるだけ何回でも繰り返されるサイクルで、実質的に重なり合わない時間間隔にわたり、順に個々に通電することができる。エミッタ装置Ｔ１またはＴ２のいずれかによる時変磁界の各生成で、センサ要素４２のうちのいくつかまたはすべてが、受信信号を感知することができる。

自動処理は、制御論理を使用して、放射線源２０の位置を調節するためのモータ制御信号を提供する。図１７のフロー図は、装置実施形態を使用することができる自動整合の代替えのシーケンスを示す。位置付けステップ３００では、オペレータは、放射線源２０を、概して患者の背後の受信器１０位置を向くように位置付ける。次いで、オペレータは、図１４Ａ〜図１５Ｃを参照して記載される、各エミッタ装置Ｔ１、Ｔ２のそれぞれからの順での磁界の自動生成、ならびに回路および信号シーケンスを使用した、センサ要素４２から受信される各信号の感知および処理を提供する、界生成および処理ステップ３１０を開始するコマンドを入力する。自動評価ステップ３２２では、次いで、制御論理プロセッサ４８内もしくはホルダ４６のローカル内、または他の構成要素内の制御論理が、どの調節が必要とされるかを判定する。決定ステップ３３２が成功を示唆する場合、報告ステップ３３８は、これをオペレータに示唆する。整合信号伝達および処理は、終了ステップ３４０で終了する。調節が必要とされる場合、示されるように、制御論理によって自動調節ステップ３５２が実行され、評価ステップ３２２が繰り返される。

図１８のフロー図は、別の例示的な実施形態に従って、制御論理が界生成および処理ステップ３１０をどのように実行するかを示す。信号開始ステップ３１２では、エミッタ回路２００は、各界生成要素４２からの順での放出信号の生成を開始するよう指図される。感知要求ステップ３１４では、感知信号を取得するために、感知装置２２０構成要素がポールされる。次いで、処理ステップ３１６は、感知装置２２０からの感知信号出力の連続的取得および処理を実行する。

図１９のフロー図は、例示的な実施形態による、終了ステップ３４０の処理を示す。界生成、磁界ベクトル感知、および受信センサ要素データの周期的処理のそれぞれを、それぞれ停止させるために、３つの要求ステップ３４２、３４４、および３４６が送信される。

図２０のフロー図は、例示的な実施形態による、感知装置２２０からのセンサデータの周期的処理のための処理ステップ３１６を示す。要求ステップ３６２では、コンピュータまたは制御論理プロセッサ４８が、感知装置２２０にセンサデータを促す。評定ステップ３６４は、信号強度を確認する。決定ステップ３６６では、調節要求ステップ３７０において、エミッタ回路２００出力電力または感知装置２２０上の利得回路のいずれかを調節するか否かを判定するために、信号強度が所望の閾値または他の比較基準と比較される。信号強度が許容可能である場合、制御論理は、感知装置２２０内の各センサ要素４２から時変信号を獲得する。

整合合致ステップ３７２では、制御論理は、最適合致が識別されるまで、獲得される信号を、源２０に対する受信器１０の配向および距離を含む相対的空間的配置の理論位相および振幅の数学モデルと比較する。この合致は、次いで、相対位置を厳密に概算するために必要とされるデータを提供する。次いで、報告ステップ３７４は、前述される表示画面を使用して等、オペレータに調節ガイダンスを提供する。処理ステップ３１６は、オペレータがＸ線源２０位置を調節している間継続され、オペレータが源位置付けを修正する際に、提供される位置報告を更新することに留意されたい。

実際には、センサ要素４２がグリッドフレームに取り付けられ、受信器１０を含むアセンブリ全体が画像化のために患者ベッド上に定置される際、ベッド自体の金属構造物、または患者のベッドと関連付けられる他のタイプの周囲金属構造物は、整合システムに干渉を提示する可能性がある。干渉のレベルは、ベッドタイプ、ベッド上のフレームの位置および配向、ベッドの可動型セクションの角度、およびエミッタの整合との相対的近さによって変化する。

ベッド構造物に関連するこの干渉は、導電性表面内の主エミッタ界によって生じる渦電流からの磁界によってもたらされる可能性がある。金属シート表面は、主エミッタ界の磁気「ミラー」として作用する可能性がある。加えて、渦電流は、シートの周辺縁部に向かって伝搬する傾向がある。これは、縁部の付近に増強された界を生じる可能性があり、これは、潜在的により干渉をもたらす。また、干渉は、金属支持構造物および金属ベッドレールの部分等の導電性ループにおいて誘起される電流からの磁界によっても生じる可能性がある。さらに、干渉は、整合システムエミッタ装置Ｔによって放出され、感知装置Ｒコイルによって測定される磁界の経路の付近のどこかに配置される鉄金属からの磁界歪みによっても生じる可能性がある。エミッタからの磁界によって導電性金属表面およびループ内に誘起される電流は、センサ要素によって同様に検出することができる包囲界を有する。近隣鉄金属は、エミッタ装置と感知装置との間の磁界線の予期される法線経路を変える可能性がある。これらのタイプの干渉は、グリッドフレームセンサによって観測される信号の位相シフトおよび振幅修正をもたらす可能性がある。これは、整合システムの測定誤差をもたらす可能性がある。

多数の方法のうちの任意の方法を使用して、このようにもたらされる干渉を軽減することができる。一方法は、実験データに基づく補償を適用することである。例えば、図２１は、グリッドフレーム７０２内の画像受信器が、半分起き上がった状態の金属ベッド７０５上に定置される際に、報告される放射線源位置７０１を、実際の放射線源位置７００よりわずかに低くすることができることを示す。実際の中心Ｘ線位置７０３および報告される中心Ｘ線位置７０４は、それぞれ異なる。

図２２のグラフは、重力に対するグリッドフレーム角度の関数として、報告される放射線源位置と実際の放射線源位置との間の垂直変位量を示す。この特定の場合では、グリッドフレームに取り付けられる傾斜計または加速度計等によって測定することができる、グリッドフレーム角度の一次関数として、関係を近似することができる。補償された値を達成するために、報告される放射線源位置に、補償角度が加算される。

患者のベッドおよび他の周囲構造物からの干渉を軽減する別の方法実施形態は、金属構造物によって影響を及ぼされている可能性が最も低いセンサの選択的使用である。実験的に、金属構造物との近接度は、干渉影響を増加させ、センサが金属構造物に近いほど、センサがより高い干渉に遭遇する可能性が高いことが発見された。図２１を参照すると、例えば、ベッドフレームに最も近いセンサは、より高い干渉にさらされる。依然として計算に十分なセンサが残る場合に、ベッドフレームに対するそれらの相対位置のために干渉の影響をより受けやすいセンサを無視することによって、または代替えとして、それに応じてセンサ測定データに重み付けをすることによって、整合精度を改善することができる。

エミッタおよび感知装置の多数の構成要素配設が可能であることが観測されるべきである。例えば、直角センサ要素定置は、利点を有し、概して直接的ではあるが、位置がどのように演算されるかにおける対応する変更を伴って、同一の信号を受信するセンサ要素の間の他の角度関係を使用することができる。実際には、角度は、１つのセンサ要素から隣のセンサ要素で、少なくとも１０度異なるべきである。一般的に、同一の生成される磁界を検出するために、３つ以上のセンサ要素が共にグループ化される。

また、本明細書の例示的な実施形態に対して、動作上の修正も行うことができる。例えば、サインおよびコサイン信号処理は、よく知られており、直接的であるが、例えば、反復三角波または方形波等の他のタイプの周期信号を使用することができる。非周期波形でさえ、信号プロセッサがそれらを識別し、既知のシグネチャと相関させる方法がある場合、使用することができる。搬送信号の使用は、感知装置Ｒ内のセンサ要素をエミッタ搬送周波数に同調させることができるという利点を有する。しかしながら、搬送信号周波数の使用は、任意選択である。

Ｘ線源と受信器との間の三角測量では、感知装置Ｒの一部として少なくとも３つのセンサと共に、少なくとも１つのエミッタ装置Ｔが必要とされる。特定のエミッタに対するセンサ要素の排他的対合は、必要とされない。各エミッタＴからの信号を提供するために、すべてのセンサ要素を使用することができる。有利に、ポインティングベクトルは必要とされず、１つのエミッタ（Ｔ）または２つのエミッタ（Ｔ１、Ｔ２）のいずれかから取得される、少なくとも６つの測定値の組み合わせによって、標準的な６つのＤＯＦ内での位置付けに十分な情報が提供され、この目的のために、１つのセンサ要素での位相および振幅を、別個の測定値と見なすことができる。

本発明の実施形態は、少なくとも、自体の周囲に、固定位置界パターンを有し、所定の周波数の時変ベクトル方向を有する磁界を生成するように通電可能な第１の伝送装置と、複数のセンサ要素を伴う感知装置であって、複数のセンサ要素のそれぞれは、時変磁界の所定の周波数のセンサ信号を提供し、複数のセンサ要素からのセンサ信号のうちの少なくとも２つは、位相もしくは大きさまたは両方が互いに異なる、感知装置とを有する、放射線源を画像受信器と整合させるための装置を提供する。複数のセンサ信号に従って出力信号を生成する信号生成回路が存在し、出力信号は、少なくとも第１の伝送装置に対する感知装置の位置および配向を示す。少なくとも第１の伝送装置は、放射線源および画像受信器のうちのいずれか１つに結合され、感知装置は、放射線源および画像受信器のうちの他方の１つに結合される。

本発明は、１つ以上の実現形態に関して図示されてきたが、添付の特許請求の範囲の趣旨および範囲から逸脱することなく、図示される実施形態に対して、変更および／または修正を行うことができる。加えて、いくつかの実現形態／実施形態のうちの１つのみに関して、本発明の特定の特徴が開示されてきたが、そのような特徴は、任意の所与または特定の機能に所望され、有利であり得るように、他の実現形態／実施形態の１つ以上の他の特徴と組み合わせることができる。「〜のうちの少なくとも１つ」という用語は、列挙されるアイテムの１つ以上を選択することができることを意味するために使用される。「約」という用語は、変更が図示される実施形態に対するプロセスまたは構造の不適合をもたらさない限り、列挙される値をいくらか変更することができることを示唆する。最後に、「例示的な」は、説明が、理想であることを暗示するというよりはむしろ、実施例として使用されることを示唆する。本発明の他の実施形態は、本明細書に開示される本発明の明細書の考察および実施から、当業者に明らかになる。明細書および実施例は、例示にすぎないと見なされることが意図される。

Claims (12)

1. Ｘ線撮影画像化システムにおいて、放射線源を可搬型画像受信器と整合させるための方法であって、
   前記放射線源に結合されるエミッタ装置から、所定の界パターンおよび所定の周波数の時変ベクトル方向を伴う磁界を生成することであって、前記生成される磁界は、同期信号をさらに備える、ことと、
   前記画像受信器に結合される感知装置から、前記磁界からの感知信号を取得することであって、前記感知装置は、３つ以上のセンサ要素を備え、前記センサ要素のうちの少なくとも２つは、互いに異なる角度で配設され、前記画像受信器の画像化領域の外側に配置される、ことと、
   前記同期信号に対する前記取得される感知信号の振幅および位相に従って、整合調節を示す出力信号を提供することと、
   を含む、方法。
2. 前記出力信号は、前記感知出力信号に従って、前記エミッタ装置と前記感知装置との間の距離をさらに示す、請求項１に記載の方法。
3. 前記磁界は、第１の磁界であり、前記所定の界パターンは、第１の所定の界パターンであり、前記所定の周波数の前記時変ベクトル方向は、第１の所定の周波数の第１の時変ベクトル方向であり、前記エミッタ装置は、第１のエミッタ装置であり、前記同期信号は、第１の同期信号であり、前記方法は、
   前記放射線源に結合される第２のエミッタ装置から、第２の所定の界パターンおよび第２の所定の周波数の第２の時変ベクトル方向を伴う第２の磁界を生成することであって、前記第２の生成される磁界は、第２の同期信号をさらに備える、ことをさらに含む、
   請求項１に記載の方法。
4. 前記整合調節を表示することをさらに含み、
   前記第１の磁界を生成することは、第１のエミッタコイルおよび第２のエミッタコイルを同一の周波数で通電することを含み、前記第１および第２のエミッタコイルは、互いに実質的に直角な関係にある、
   請求項３に記載の方法。
5. 前記磁界を生成することは、搬送信号を生成すること、またはモータを通電することをさらに含み、前記感知信号を取得することは、最適合致が識別されるまで、前記取得される感知信号を、前記源に対する前記受信器の空間的配置の理論位相および振幅の数学モデルと繰り返し比較することをさらに含む、請求項１に記載の方法。
6. 患者のベッドと関連付けられる金属構造物からの干渉を補償するように、前記提供される出力信号を処理することをさらに含む、請求項１に記載の方法。
7. 前記整合調節を示す前記出力信号を提供することは、前記取得される感知信号を、患者のベッドに対する前記センサ要素の１つ以上の場所に従って重み付けすることを含む、請求項１に記載の方法。
8. 前記出力信号を提供することは、患者のベッドに対する前記センサ要素の１つ以上の場所に応じて、前記センサ要素の１つ以上からの前記取得される感知信号を無視することを含む、請求項１に記載の方法。
9. Ｘ線撮影画像化システム内の放射線源を可搬型画像受信器と整合させるための装置であって、
   前記放射線源に結合される第１のエミッタ装置であって、第１および第２のコイルを備え、第１の所定の界パターンおよび第１の所定の周波数の第１の時変ベクトル方向を有する第１の磁界を生成するように通電可能である、第１のエミッタ装置と、
   第１の同期信号とそれに続いて前記第１の所定の界パターンを提供するように、前記第１のエミッタ装置を通電する、制御回路と、
   相互に離間して前記画像受信器の周辺に位置する複数のセンサ要素を備える感知装置であって、前記複数のセンサ要素のそれぞれは、前記第１の時変磁界の前記第１の所定の周波数のセンサ信号を提供し、前記複数のセンサ要素からの前記センサ信号のうちの少なくとも２つは、前記第１の同期信号に対する位相および大きさのうちの少なくとも１つにおいて互いに異なる、感知装置と、
   前記複数のセンサ信号に従って出力信号を生成する信号生成回路であって、前記出力信号は、前記エミッタ装置に対する前記感知装置の位置および配向を示す信号生成回路と、
   を備える、装置。
10. 前記放射線源に結合される第２のエミッタ装置であって、第３および第４のコイルを備え、第２の同期信号および第２の所定の界パターンを含み、第２の所定の周波数の第２の時変ベクトル方向を有する、第２の磁界を生成するように通電可能である、第２のエミッタ装置をさらに備え、
    前記感知装置は、前記第２の所定の周波数のセンサ信号をさらに提供し、
    前記第１および第２のコイルは、互いに実質的に直角に配置されるか、または前記第１および第２のエミッタコイルは、角度方向に関して少なくとも１０度互いに異なる、
    請求項９に記載の装置。
11. 前記第１のエミッタ装置または前記感知装置のいずれかに結合される加速度計であって、前記信号生成回路と通信状態にある、加速度計をさらに備え、
    前記複数のセンサ要素は、コイルと、ホール効果デバイスと、フラックスゲートと、磁気抵抗センサと、フラックスゲートセンサと、巨大磁気抵抗センサとを備える、
    請求項９に記載の装置。
12. 前記時変磁界は、正弦波または周期的であり、前記第１のエミッタ装置または第２のエミッタ装置のうちの少なくとも１つは、時変ベクトル方向を伴う前記磁界の前記周波数より高い周波数の搬送信号を変調し、前記画像化システムは、散乱除去グリッドをさらに備え、前記所定の界パターンは、固定位置界パターンである、請求項９に記載の装置。