JP4904048B2 - イメージング・システムの取得時幾何学的構成のための方法及び装置 - Google Patents

Description

本発明の実施形態は、イメージング・システムの取得時幾何学的構成を任意の位置についてシステムのパラメータの関数として決定する方法及び装置に関する。さらに具体的には、本発明の実施形態は、医用撮像の方法及び装置に関する。本発明の実施形態は、幾何学的構成を決定するこの種の動作にさらに高い精度及び堅牢性を提供することに関する。本発明の実施形態は、限定しないが放射線の分野に適用することができ、特に、断層写真法又は断層写真式密度測定（tomodensitometry）の方法を具現化したＸ線システムに適用することができる。

Ｘ線管のような放射線の線源と、Ｘ線検出器のような放射線の検出器と、テーブル又は支持部と、Ｃ字形アーム、又は一般的には血管用ＣアームであるＣアームのようなＣ型アームとを含む放射線システムが公知である。これらのシステムは、空間の三つ全ての次元で移動することが可能である。この可動性は、医師がテーブルに横臥した患者のような対象の身体のあらゆる任意の部分の画像を取得することを可能にする。一般的には、テーブルは、所与の空間に関連する３方向の可能な並進運動で移動することが可能であり、Ｃ型アームはこの空間に関連する３方向の可能な回転で移動することが可能である。医師は、侵襲型放射線のシステムを用いて、患者の体内、特に頭部の内部に、カテーテル又はコイルのような利用可能な用具を配置する。取得される画像の幾何学的構成は、医師が用具を配置するのを助けるためには正確に分かっていなければならない。

これらのシステムでは２種の形式の画像取得が可能である。医師は、検出器へのＸ線の投射によって得られる二次元画像を取得することができる。各々の画像が管及び検出器の所与の位置について得られる。次いで、患者の身体の一部を円錐投影で検出器に投影する。このようにして、処置時に上述の用具を案内するために、医師は造影剤を用いる又は一切用いないのいずれかで得られる二次元画像を利用することができる。低線量のＸ線で取得される画像をフルオロスコピィ画像と呼ぶ。また、医師は、三次元画像を取得することもできる。画像の取得時には、管及び検出器が患者の周囲を移動して、例えば秒当たり４０°ずつ回転し、理論的には少なくとも１９４°をカバーする。次いで、何枚かの投影画像がＣ型アームによって取得されて、これらの画像から、観察したい身体の部分を三次元で再構成することができる。これら三次元画像のコントラストを、造影剤の注入によって高めてもよい。

フルオロスコピィ画像は実時間で取得されるが、一般的には術前画像である三次元画像は固定されている。用具案内のシステムを改善するために、三次元画像をフルオロスコピィ画像上に投影する従来技術の方法が存在している。この方法を三次元強化型フルオロスコピィと呼ぶ。また、三次元画像を術前二次元画像例えばＤＳＡ画像上に投影することも可能である。反対に二次元画像を三次元画像上に逆投影する従来技術の方法も存在している。この方法を三次元ロードマップ方法と呼ぶ。

これらの方法を具現化するときの困難は、システムの正しい取得時幾何学的構成を考慮しながら２枚の画像を合成することにある。三次元画像を二次元画像上に投影する又はその反対を行なう場合に、イメージング・システムの取得時幾何学的構成を、このシステムの空間内での位置を問わず決定することが可能でなければならない。システムの取得時幾何学的構成は、所与の参照系での管及び検出器の配置に対して相対的である。この取得時幾何学的構成は、所与の参照系に対するＣ型アーム及びテーブルの両方の空間的位置によって定義される。テーブルの自由度は、従来技術のモデルの利用によって然程困難でなくモデル化することができる。Ｃ型アームはモデル化がより困難である。

二次元画像に位置する点を、再構成された三次元画像に位置する点に対応付ける投影行列を算出するために多くの努力が払われている。再構成された三次元画像が身体に配置されたものである限りにおいて、二次元画像のピクセルは、Ｘ線検出器上でこの三次元画像の三次元ボクセルの投影に対応していると考えられる。Ｃ型アームの空間内での各々の位置毎に１個ずつ投影行列を生成することが可能でなければならない。この投影行列はシステムの取得時幾何学的構成に関連する。

国際公開第０３／０８４３８０号（特許文献１）に記載されている方法は、投影行列を生成するために、血管用Ｃ型アームのセンサによって生成される情報をＣ型アームの剛体モデルに統合することを提案している。Erwan Kerrienによる学位論文“Outils d'imagerie multimodalite pour la neuroradiologie interventionnelle”（侵襲式神経放射線医学用マルチ・モダリティ型撮像ツール）は、Ｃ型アームの位置の較正及び幾つかの幾何学的パラメータの算出から投影行列を算出する方法を記載している。１９９８年２月の米国サン・ディエゴでのSPIE Medical Imaging 98 conferenceにおいて、Erwan Kerrien等は“Machine precision assessment for 3D/2D digital subtracted angiographic images registration”として差分血管造影法に関連する方法を提案した。仏国特許第２８４８８０６号は、限定された回数の取得を要する放射線撮像装置の較正の方法を記載している。この方法は、較正行列の行列パラメータの線形補間に基づいている。この較正方法は、三次元画像再構成を目的としたＣアームの軸の較正についてのみ有効である。また、“Optical configuration for dynamic calibration of projection geometry of X-ray C-arm systems”において、Nassir Navabが、ＣＣＤカメラをＸ線検出器に取り付けた方法を記載している。この方法では、カメラの幾何学的構成を利用して投影行列を算出している。この方法は、投影行列の測定の方法であって、予測の方法ではない。また、“Modeling the acquisition geometry of a C-arm angiography system for 3D reconstruction”では、Cristina Canero等が投影行列の内部パラメータが一定になるものと考えてＣ型アームをモデル化している。
国際公開第０３／０８４３８０号

しかしながら、これら従来技術の方法は、Ｃ型アームのモデル化について制限を有している。二次元画像への空間内の点の投影の結果は十分に正確とは言えないからである。これらの方法は一般的には、一定のパラメータを有するＣ型アームの剛体モデルに基づく。この剛体モデルは、Ｃ型アームが回転するようになっている固有の回転軸の存在を想定している。しかしながら、Ｃ型アームが受ける機械的歪み及び医用システムの各部材の間の遊びの結果として、この剛体モデルは、理想的モデルと呼んでもよいが、しばしば失敗に帰し、得られる結果は血管造影法のような医療応用では十分に正確とは言えない。具体的には、Ｃ型アームの両端の軌跡の理論的性質は、Ｃ型アームを常に変化する比率で下垂させるＸ線管及び／又は検出器の（重い）重量を考慮していない。

本発明の実施形態は、既存の方法の精度に関する上述の問題を解決することを目的とする。従って、本発明の実施形態は、イメージング・システムの取得時幾何学的構成のための方法及び装置に関し、この方法及び装置では、テーブルのような支持部に配置された対象の周りでのシステムの任意の不特定の取得位置に関連する投影行列の計算を行ない、この投影行列は、所与の放射線入射について、対象の点の位置と二次元画像の投影ピクセルに割り当てられた情報内容との対応を設定し、上述の投影行列の算出において、各々がシステムの較正位置に関連している較正行列と呼ばれる１又は複数の投影行列を予備算出する。

本発明の実施形態は、以下の説明及び添付図面からさらに明らかに理解されよう。これらの図面は、説明のために掲げられているのであって、本発明の範囲を限定するものではない。

本発明の実施形態は、Ｃ型アームの機械的歪みを考慮に入れてシステムの取得時幾何学的構成を算出する。このように、本発明の実施形態の方法は、Ｃ型アームの剛体モデルに対する歪みが予測可能であり反復可能であるとの仮定に立つ。結果として、Ｃ型アームの歪みを考慮に入れた幾何学的モデルが設定され、このモデルに基づいて、イメージング・システムの取得時幾何学的構成を、このシステムの任意の位置についてシステムのセンサから得られる位置パラメータの関数として算出する。この幾何学的モデルを用いて、システムの位置の関数として展開することのできる取得時幾何学的構成のモデルを構築する。公知の方法と異なり、システムの内部パラメータはこのシステムの位置の関数として変化するものと考えることができる。

このように、システムの取得時幾何学的構成を、限定された数の較正位置の知見に基づいて、Ｃ型アームのあらゆる任意の位置から推定することができる。既知の較正位置は、較正ファントムにＸ線を投射してＣ型アームの取得時幾何学的構成を決定したときの位置である。較正ファントムは、空間内での立体配置が正確に分かっており、ここから得られる筈の再構成画像が先験的に分かっているような特定の形状を有する幾何学的要素である。従って、一つの較正位置についての投影行列が完全に判明する。較正位置の数は限定されているので、本発明の実施形態の方法を具現化するのは簡単である。

Ｃ型アームの真の挙動に近付くように剛体モデルのパラメータの幾つかを局所的に調節しつつ同時に剛体モデルの単純さを保つことは可能である。本発明の方法の具現化の一実施形態は、回転軸、及び選択随意でＣ型アームに関連する剛体モデルのアイソセンタの較正を伴う。アイソセンタは、３本全ての軸の交点によって定義される。次いで、較正位置と呼ばれるＣ型アームの特定の位置に対応する較正行列を決定する。

さらに、この較正行列に剛体変換を適用して、システムの空間内でのあらゆる任意の位置について投影行列を得る。剛体変換は、Ｃ型アームの回転及び並進運動に対応する。この変換は、Ｃ型アームが３本の軸に対してなす角度の値、及び一般的には管と検出器との間の距離から構築される。これらの角度値及び距離は一般的には、医用システムのセンサを介して取得される。

変形実施形態として、較正行列のパラメータは、較正位置と較正位置との間で幾何学的に補間される。

変形実施形態として、剛体モデルに補正項が導入される。

変形実施形態として、弾性モデルとして知られる投影行列のパラメトリック・モデルが血管輪の実験的測定及び／又は既知の機械的な特性から生成される。

言うまでもなく、得られる結果の精度をさらに高めるためにこれら様々な変形を互いに組み合わせてもよい。

単純化する理由で、本発明の具現化の実施形態を一平面形式のシステムとして公知であるシステムについて説明する。この形式のシステムは一般的には、一つの平面を、空間の全方向に移動可能なＣ型アームに関連付けている。但し、システムの二平面を別個に較正することにより二平面システムの較正を行なうこともできる。これら二つの平面は一般的には、空間の全方向に移動可能な２本のＣ字形アームに関連する。

図１は、本発明による方法の実施形態と共に用いることのできるイメージング・システム１を示す。このシステム１は、Ｃ型アーム４に取り付けられたＸ線管２及びＸ線検出器３を含んでいる。患者１４がテーブル１５に横臥している。このテーブル１５は管２と検出器３との間に配置されている。検出器３は、線５の主な放出方向が検出器３の面に全体的に垂直になるように配置される。テーブル１５は、コンピュータ・システム１７を配置した台１６に連結される。このコンピュータ・システム１７は、二次元画像又は三次元画像の取得及び表示を可能にする。コンピュータ・システム１７の動作は図２で詳述する。

さらに明確に述べると、Ｃ型アーム４は、軸６の周りで回転するようになっている。軸６は、Ｃ型アーム４によって定義される面に垂直であり、放出器２及び検出器３によって定義される弓形の中央を通る。Ｃ型アーム４は、摺動リンク１８によって中間アーム７に連結される。中間アーム７は、Ｌ字形基部８の面に全体的に垂直な軸１０の周りで回転することが可能である。中間アーム７は、回転リンク９によって基部８に連結される。基部８は、床１１に全体的に垂直な軸１２の周りで回転するようになっている。基部８は、回転リンク１９によって床１１に連結される。

従って、Ｃ型アーム４は、参照系を形成する３本の軸６、１０及び１２の周りで回転することが可能である。従って、Ｃ型アーム４の位置は、参照系において、このＣ型アーム４がそれぞれ軸６、１０及び１２について参照位置に対してなす３種の角度Ｌ、Ｐ及びＣによって識別され得る。Ｃ型アーム４の位置はまた、管２と検出器３との間の距離ＳＩＤによっても定義される。

Ｃ型アーム４の空間内での運動のモデルを構築するために、剛体モデルが用いられる。剛体モデルでは、Ｃ型アーム４を理想的な方法で考察することができる。Ｃ型アーム４はこの場合には剛性であり、管２及び検出器３はＣ型アーム４に剛性で取り付けられ、Ｃ型アーム４の運動は、３本の軸６、１０及び１２の周りでの完全な回転によって記述することができる。また、管２及び検出器３の配置に特に関わるシステムの内部パラメータが一定である場合であると考えられる。３本の軸６、１０及び１２は、アイソセンタと呼ばれる点で交わるものと考えてよいが、この仮説は剛体モデルの定義には必要でない。一点で交わる軸を有する参照系をアイソセンタ型参照系と呼ぶ。

定義されたＣ型アーム４のモデルから出発して、パラメータＬ、Ｐ及びＣによって定義されるシステムの任意の位置についてシステムの取得時幾何学的構成の計算を行なう。これらのパラメータは、可動リンク１０、１８、１９の位置に位置する位置センサ（図示されていない）によって測定することができる。センサから出力される電気信号をコンピュータ・システム１７へ送ることができる。

図２は、Ｘ線システム１を用いた画像取得例を示す。管２及び検出器３は三次元対象２４の両側に配置される。管２は円錐形のＸ線５の線源である。Ｘ線は、対象２４の透過後に検出器３に投射される。検出器３は、受光した放射線の強度を測定するセンサを有している。管２は例えば、対象２４の周りで方向２５に沿って少なくとも１８０°の回転を行なうことが可能である。一般的には、管２は、任意の不特定の方向で対象２４の周りで回転することが可能である。

コンピュータ・システム１７はマイクロプロセッサ（μＰ）２６を有する。マイクロプロセッサ２６は、通信バス３１によってプログラム・メモリ２７、データ・メモリ２８及び２９、入出力インタフェイス３０、並びにスクリーン４１に接続されている。入出力インタフェイス３０は、イメージング・システム１へ出力信号Ｏ１〜ＯＮを送り、イメージング・システム１によって送出された入力信号Ｉ１〜ＩＮを受け取る。

マイクロプロセッサ２６が取得プログラム３２を実行すると、管２を特定の位置に配置するように出力信号を送出することができる。また、他の出力信号が管２に送出されて、Ｘ線の送出を指令することができる。次いで、二次元投影の１枚又は複数の画像３５〜３７を異なるＸ線入射角度について取得することができる。例えば、二次元画像の取得は、Ｃ型アーム４の（Ｌ１，Ｐ１，Ｃ１）〜（ＬＮ，ＰＮ，ＣＮ）と参照される位置について行なうことができる。二次元画像３５〜３７についての情報内容はメモリ２８に記憶される。受光されたＸ線の強度についてのこれらの情報内容は、画像３５〜３７の投影ピクセル４０に関連している。

投影行列５７が、Ｃアーム４の各々の取得位置（Ｌ１，Ｐ１，Ｃ１）〜（ＬＮ，ＰＮ，ＣＮ）に関連している。行列５７は、Ｃ型アーム４の所与の位置について取得された二次元画像において、対象２４の点３９と投影ピクセル４０に割り当てられた情報内容との対応を生ずる。マイクロプロセッサ２６は、対象２４に関するシステムの取得の任意の不特定の位置に関連する投影行列を、医用システム１のセンサから得られるパラメータＬ、Ｐ及びＣの関数として計算する。さらに明確に述べると、投影行列５７を内部パラメータ及び外部パラメータという２組の幾何学的パラメータに分割することができる。内部パラメータは、投影画像又はさらに明確に述べるとＸ線検出器３でのＸ線管２の投影パラメータに対応している。外部パラメータは、イメージング・システムの一般的な位置に対応しており、所与の参照系における当該システムの回転及び並進運動によって定義される。

投影行列は、限定された数の予備算出された投影行列５８、５９によってＣ型アーム４の所与の位置について生成される。これらの投影行列を較正行列と呼ぶ。これらの較正行列５８、５９は、較正位置と呼ばれるシステムの特定の位置について算出される。一般的には、少なくとも一つの較正行列５８、５９が算出される。一例では、取得位置（Ｌ１，Ｐ１，Ｃ１）〜（ＬＮ，ＰＮ，ＣＮ）の幾つかが較正位置となる。一例では、１０箇所〜３０箇所の較正位置が決定される。各々の較正位置が当該位置に対応する幾つかの較正行列を有していてよい。このことは、図７（Ａ）及び図７（Ｂ）で後述する。もう一つの例では、１０個〜３０個の較正行列を予備算出する。

較正行列を決定するために、マイクロプロセッサ２６は較正プログラム３４を実行することができる。このプログラム３４は、医師がファントムと呼ばれる既知の形状の要素２４をテーブル１５上で利用可能にした後に実行される。一具現化形態では、空間内での立体配置が正確に分かっているビーズによって図７（Ｂ）に示すようなファントムを形成する。ファントムが配置された後に、Ｘ線を検出器３上に所与の入射で投射して、投影ピクセル４０を有する二次元投影での画像３５〜３７の１枚によって表わす。次いで、投影ピクセルに割り当てられた情報内容をファントムの点に対応付ける較正行列を計算する。

マイクロプロセッサ２６はまた、二次元画像から最終的な容積画像３８を再現する再構成プログラム３３を実行することができる。この画像３８の情報内容はメモリ２９に記憶される。これらの情報内容は、画像３８のボクセル４２に対応するメモリ・アドレスに記憶される。この再構成プログラムは、スクリーン４１にボクセルの情報内容を表示するのに用いられる表示副プログラム４３を含んでいてよい。特定的な一応用では、投影行列５７を用いて画像３８を二次元画像と合成することができる。

図３は、本発明の実施形態による方法のステップ７５〜７７の図を示す。ステップ７５では、様々な較正位置についての幾つかの較正行列を算出する。一つの較正位置から他の較正位置までに角度Ｌ、Ｐ及びＣは変化する。必要があれば、一つの較正位置から他の較正位置まででの距離ＳＩＤの変化を得ることも可能である。投影行列７７が、Ｃ型アーム４の任意の不特定の位置７６について較正行列の関数として生成される。Ｃ型アーム４の任意の不特定の位置７６に関連した投影行列を生成するために、ステップ７８において較正行列のパラメータを補間する。換言すると、何らかの投影行列７７を予測するために、各較正位置の間で較正行列のパラメータ及び／又は対応する幾何学的パラメータを補間する。

図４は、本発明の変形実施形態のステップの模式図を示す。この変形実施形態では、ステップ８１において、様々な較正位置についての一組の較正行列を常に算出する。ここで、ステップ８２において較正される上述の剛体モデルを考える。ステップ８２では、ファントムを用いることにより剛体モデルの軸及び場合によってはアイソセンタを較正する。この実施形態は、１点で交わらない軸を含むモデルで具現化することもできる。ステップ８５では、好ましい位置に関連する較正行列に剛体変換を適用する。剛体変換は、剛体モデルの移動に対応する。ステップ８３において、好ましい位置を算出する。好ましい位置は、例えばＣ型アームの位置８４に最も近い較正位置である。次いで、Ｃ型アーム４の不特定の位置８４に関連する投影行列８６を得る。変形実施形態としては、好ましい位置は、較正行列のパラメータを補間した位置に対応する。変形実施形態としては、唯一の較正行列を予備算出する。

図５は、本発明による方法の変形実施形態のステップの図を示す。この変形実施形態は、剛体モデル内に補正項を導入する。この補正項を用いて、Ｃ型アーム４が受ける歪みを考慮する。この変形実施形態では、各々の較正位置について、剛体モデルによって得られた投影行列９２と標準的な投影行列と考えられる較正行列９３とを比較することにより、Ｃ型アーム４の歪みを推定する。これら二つの行列９２及び９５の比較はステップ９４で行なわれる。次いで、ここから、各々の較正位置毎に基礎補正項９５を導く。この基礎補正項９５は、較正行列９３から剛体モデルに関連した投影行列への移行を可能にする残余の剛体変換に対応する。ステップ９７では、Ｃ型アーム４の任意の不特定の位置９６での投影行列を剛体モデルによって算出する。ステップ９８では、得られた投影行列を補正項によって補正する。この補正項は、位置９６に最も近い較正行列に関連する基礎補正項の補間によって生成される。次いで、補正済みの投影行列９９が得られる。補正項の導入によって、剛体モデルの精度が高まる。この補正項を本発明による方法の全ての変形実施形態に導入してよいことは言うまでもない。

図６は、本発明による方法の変形実施形態のステップの図である。ステップ１０４では、一組の較正位置集合に関連した一組の較正行列集合を上述のようにして予備算出する。ステップ１０６では、較正位置の部分集合を定義する。一例では、一つの部分集合に属する較正位置は、幾何学的観点から互いに近接している。一つの部分集合の各較正位置に関連する角度差は、角度閾値例えば１０°という値よりも小さくしてよい。この例では、剛体モデルは各々の部分集合毎に定義される。このように、例えば剛体モデルに関連する回転軸６、１０、１２の位置及び／又は剛体モデルのアイソセンタの座標のような剛体モデルのパラメータが、較正位置の部分集合を用いて各々の較正位置について局所的に算出される。パラメータＬ、Ｐ、Ｃ及びＳＩＤによって定義されるＣアームの任意の不特定の位置１０５では、例えば位置１０５に最も近い較正位置に対応する好ましい位置１０７を定義する。さらに、ステップ１０８で、好ましい位置に対応する部分集合のモデルの軸及び選択によってアイソセンタを較正する。アイソセンタの較正は、幾つかの変形では一点で交わらない軸によって定義されるモデルを用いる（するとアイソセンタが存在しなくなる）ことが可能であるので選択随意要素である。Ｃ型アーム４の任意の不特定の位置１０５では、この位置１０５に最も近い較正位置に関連する局所的な剛体モデルを用いることにより投影行列１１０を生成する。このように、位置１０５について、位置１０５に正しく位置するＣ型アーム４の挙動に最も近付けた局所的な較正済み剛体モデルから投影行列を生成することが可能になる。

図７（Ａ）は、本発明による方法の変形実施形態のステップの図である。ステップ１１６では、予備算出される較正行列を生成する。ステップ１１７では、各々の較正位置について、較正行列の内部パラメータ及び外部パラメータを算出する。図７（Ｂ）に示すように、各々の較正位置について、１枚の画像から他の画像まで並進１２０、１２１及び回転１２２、１２３で較正用ファントム５４を移動させることにより、枚数Ｎの較正画像５１〜５３が取得される。このように、所与のＸ線入射６２が関連する所与の較正位置（ＬＡ，ＰＡ，ＣＡ）について、Ｎ枚の二次元画像５１〜５３が取得される。Ｃ型アーム４は移動しないので、内部パラメータは較正ファントム５４の位置を問わず一定である。次いで、ビーム調節手法を用いてＣ型アーム４の固定された位置に対応するＮ枚の画像を較正する。さらに明確に述べると、この手法では、先ず、Ｎ枚の画像に対応するＮ個の投影行列を、これらＮ個の投影行列について同じ内部パラメータを司る制約を課して算出する。これにより、内部パラメータが堅牢に算出される。これらの内部パラメータは較正ファントム５４のＮ箇所の異なる位置から算出されるが、従来の方法では唯一の位置から推定されている。

さらに次の段階で、各々の較正位置について外部パラメータを算出する。内部パラメータが正確に分かっているので、較正行列の外部パラメータの算出も堅牢となる。

図７（Ａ）に示すステップ１１８では、パラメトリック・モデルを生成する。パラメトリック・モデルは、投影行列の内部パラメータ及び外部パラメータのＣ型アーム４の構成の関数としての展開を記述するものである。Ｃ型アーム４の構成は、角度Ｌ、Ｐ及びＣ並びに距離ＳＩＤによって定義される。このように、１箇所の較正位置から他の較正位置までのパラメータの展開の関数としてパラメトリック・モデルが生成される。次いで、得られたパラメトリック・モデルの単純な適用によってＣ型アーム４の任意の不特定の位置についての投影行列１１９を生成することができる。次いで、モデルのパラメータをＣ型アーム４の位置の真の値によって置き換える。この方法の変形実施形態では、パラメトリック・モデルにＣ型アーム４の歪みを加味することによりこれらの歪みを考慮する。この方法は、Ｃ型アーム４の歪みについての先験的情報を一般には必要としない。この方法の実施形態を本発明による方法の他の変形、特に図８の方法と組み合わせてもよい。

図８は、本発明による方法のもう一つの変形実施形態のステップの図を示す。この変形実施形態では、Ｃ型アーム４の既知の機械的特性１２５を歪みのパラメトリック・モデル１２６に導入する。ステップ１２６で構築されるこのパラメトリック・モデルは、基部８の撓み移動及び回転移動による歪み、並びに管２の傾きを考慮に入れている。Ｃ型アーム４及び／又は検出器３の歪みを考慮に入れてもよい。これらの歪みは、特に重力及び部材間の機械的なクリアランスによるものである。これらの歪みは、空間内でのＣ型アーム４の位置の関数である。この位置は、パラメータＬ、Ｐ、Ｃ及びＳＩＤによって定義される。このパラメトリック・モデルで考慮される歪みは一般的には、予測可能であり、時間的に反復可能である。特定の具現化形態では、上述の歪みは、パラメータＬ、Ｐ、Ｃ及びＳＩＤの関数である並進運動及び回転によってモデル化される。次いで、ステップ１２７において、一組の較正位置集合によってモデルのパラメータを調節する。このように、ステップ１２７を用いて歪みの一般的なモデルを特定のシステムのＣアーム４に合わせて調節する。Ｃ型アームの所与の位置に投影行列のパラメトリック・モデルを適用することにより、この位置に関連した投影行列１２８を生成することが可能である。

一般的には、本発明の実施形態では、用いられる補間モデルは線形であっても非線形であってもよい。幾つかの場合には、最近接点を考慮に入れた補間を用いることができる。具現化された方法の変形実施形態に応じて、投影行列の係数又は基本的な幾何学的パラメータに対して直接的に補間を行なってもよい。

本発明の実施形態の方法は好ましくは、三次元強化型フルオロスコピィ方法及び／又は三次元ロードマップ方法の方法で具現化することができる。

加えて、実施形態の例を参照して本発明の実施形態を説明したが、本発明の範囲から逸脱せずに作用及び／又は方式及び／又は結果について様々な変形を施し、また本発明の要素に代えて均等構成を置き換えてよいことが当業者には理解されよう。加えて、本発明の本質的な範囲から逸脱せずに、特定の状況又は材料を本発明の教示に合わせて適応構成する多くの改変を施すことができる。従って、本発明は、本発明を実施するのに想到される最良の態様として開示された特定の実施形態に限定されず、特許請求の範囲に含まれる全ての実施形態を包含するものとする。さらに、第一、第二等、又はステップとの用語を用いているが、如何なる序列又は重要性を示すものでもなく、一つの要素又は特徴を他の要素又は特徴から識別するために用いられている。さらに、単数不定冠詞を用いているが、量の制限を示すものではなく、参照されている要素又は特徴が少なくとも１個存在していることを示している。また、図面の符号に対応する特許請求の範囲中の符号は、単に本願発明の理解をより容易にするために用いられているものであり、本願発明の範囲を狭める意図で用いられたものではない。そして、本願の特許請求の範囲に記載した事項は、明細書に組み込まれ、明細書の記載事項の一部となる。

本発明の方法の実施形態と共に用いることのできる撮像用Ｘ線システムの模式図である。 本発明の具現化のための実施形態の模式図である。 本発明の実施形態による方法で、較正行列の係数を補間した変形の図である。 本発明の実施形態による方法で、好ましい較正位置を定義した変形の図である。 本発明の実施形態による方法で、補正項を導入した変形の図である。 本発明の実施形態による方法で、較正位置の部分集合を導入した変形の図である。 本発明の実施形態による方法で、投影行列の特定のパラメトリック・モデルを準備する変形の図である。 本発明の実施形態による方法で、投影行列の特定のパラメトリック・モデルを準備する変形の図である。 本発明の実施形態による方法で、投影行列の特定のパラメトリック・モデルを準備する変形の図である。

符号の説明

１ イメージング・システム
２ Ｘ線管
３ Ｘ線検出器
４ Ｃ型アーム
５ 線
６、１０、１２ 回転軸
７ 中間アーム
８ Ｌ字形基部
９、１９ 回転リンク
１１ 床
１４ 患者
１５ テーブル
１６ 台
１７ コンピュータ・システム
１８ 摺動リンク
２４ 三次元対象
２５ Ｘ線管の回転方向
２７ プログラム・メモリ
２８、２９ データ・メモリ
３０ 入出力インタフェイス
３１ 通信バス
３５、３６、３７ 二次元投影画像
３８ 立体画像
３９ 対象の点
４０ 投影ピクセル
４１ スクリーン
４２ ボクセル
５１、５２、５３ 較正画像
５４ 較正用ファントム
５７ 投影行列
５８、５９ 較正行列
６２ Ｘ線入射
１２０、１２１ 並進
１２２、１２３ 回転

Claims (7)

1. 放射線（５）の線源（２）と、対象（２４）の周りを３本の軸（６、１０、１２）の周りで回転移動することが可能なＣ型アーム（４）とを有するイメージング・システム（１）の取得時幾何学的構成を決定する方法であって、
   前記イメージング・システム（１）の較正位置について較正行列（５８、５９）を算出することと、
   前記Ｃ型アーム（４）の不特定の取得位置（Ｌ１，Ｐ１，Ｃ１）について、較正行列の関数として、前記対象（２４）の点（３９）の位置と前記Ｃ型アーム（４）の不特定の取得位置（Ｌ１，Ｐ１，Ｃ１）で取得される二次元画像（３５〜３７）の少なくとも１つの投影ピクセル（２４）に割り当てられた情報内容との対応をもたらす投影行列を生成することと、
   基礎補正項（９５）を導くために前記較正行列と前記投影行列とを比較することにより、較正位置において前記Ｃ型アームが受ける歪みを推定することと、
   該基礎補正項（９５）を補間して、前記Ｃ型アーム（４）の不特定の取得位置（Ｌ１，Ｐ１，Ｃ１）での前記投影行列の補正項（９８）を算出することと、
   算出された前記補正項（９８）によって、前記Ｃ型アーム（４）の不特定の取得位置（Ｌ１，Ｐ１，Ｃ１）での前記投影行列を補正することと、
   を備えた方法。
2. 較正行列（５８、５９）を算出する工程は測定されたパラメータに基づいており、測定された該パラメータが（ａ）Ｘ線管（２）と対応するＸ線検出器（３）との間の距離、（ｂ）前記Ｃ型アーム（４）が参照位置に対してそれぞれ１つまたは複数の軸について形成する１つまたは複数の角、および（ｃ）パラメータ（ａ）とパラメータ（ｂ）の組み合わせ、のいずれかとする、請求項１に記載の方法。
3. 投影行列を生成する前記工程が、前記イメージング・システム（１）の２つの較正位置の間で測定された該パラメータを補間することをさらに備える請求項２に記載の方法。
4. 不特定の取得位置（Ｌ１，Ｐ１，Ｃ１）での前記投影行列の２つめの基礎補正項（９５）を導くために、前記不特定の取得位置（Ｌ１，Ｐ１，Ｃ１）に最も近い較正行列に関連する基礎補正項（９５）を補間することと、前記２つめの基礎補正項（９５）により不特定の取得位置（Ｌ１，Ｐ１，Ｃ１）での前記投影行列を補正することとをさらに備える請求項１に記載の方法。
5. 前記較正行列が、対応するＸ線検出器（３）でのＸ線管（２）の少なくとも１つの投影行列に対応する、少なくとも１つの内部パラメータを備える請求項１に記載の方法。
6. 前記較正行列が、前記イメージング・システムの一般的な位置に対応しており、所与の参照系における当該システムの回転及び並進運動によって定義される、少なくとも１つの外部パラメータを備える請求項１に記載の方法。
7. 前記較正位置について、１枚の較正画像から他の画像まで並進及び回転で較正用ファントムを移動させることにより、枚数Ｎの較正画像を取得することをさらに備える請求項１に記載の方法。
   

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