JPH07506277A - 自己校正トモシンセティック放射線写真イメージングシステム、方法及び装置 - Google Patents

自己校正トモシンセティック放射線写真イメージングシステム、方法及び装置

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JPH07506277A JP5519423A JP51942393A JPH07506277A JP H07506277 A JPH07506277 A JP H07506277A JP 5519423 A JP5519423 A JP 5519423A JP 51942393 A JP51942393 A JP 51942393A JP H07506277 A JPH07506277 A JP H07506277A
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Abstract

(57)【要約】本公報は電子出願前の出願データであるため要約のデータは記録されません。

Description

【発明の詳細な説明】 自己校正トモシンセティック放射線写真イメージングシスーム　一 本発明は、ザ　ナショナル　インステイテユート　オブ　スタンダーズ　アンド 　テクノロジー（ｔｈｅ　Ｎａｔ、１ｏｎａｌ　Ｉｎ５ｔｉｔｕｔｅ　ｏｆ　５ ｔａｎｄａｒｄｓ　ａｎｄ　Ｔｅｃｈｎｏｌｏｇｙ）によって認められた契定Ｎ ｏ、　７ＯＮＡＮＢＯＩ１１０７０に基づく政府支援を得て完成されたものであ る。政府は本発明について一定の権利を有している。
凡肌Ω公団 本発明は、自己校正トモシンセティック放射線写真イメージングシステム（ｓｅ ｌｆ−ｃａｌｉｂｒａｔｉｎｇ　ｔｏｍｏｓｙｎｔｈｅｔｉｃ、　ｒａｄｉｏｇ ｒａｐｈｉｃ−ｉｍａｇｉｎｇ　ｓｙｓｔｅｍ）　、■@及び 装置に関するもので、より詳述すれば、自己校正トモシンセテイックＸ線システ ム及び方法の一部として用いられ、放射線源と、関連の対象物に取付けられた放 射線写真イメージヤ−（ｒａｄｉｏｇｒａｐｈｉｃ　ｉａａｇｅｒ）との間のラ ンダムな相対位置ジオメトリーズ（ｒａｎｄｏａ＋　ｒｅｌａｔｉｖｅ　ｐｏｓ ｉｔｉｏｎａｌ　ｇｅｏｍｅｔｒｉｅｓ）を、トモシンセシス（ｔｏｍｏｓｙｎ ｔｈｅｓｉｓ）ための放射線写真イメージを記録するのに用いるようになってい る校正放射線写真イメージング装置に関するものである。
凡咀ム背五 放射線写真システムから得ることのできる診察成果（ｄｉａｇｎｏｓｔｉｃ　ｐ ｅｒｆｏｒｍａｎｃｅ）は、時間のみならず二空間次元中においても表われる、 ダイナミックプロセス（ｄｙｎａｍｉｃ　ｐｒｏｃｅｓｓ）に対する均一なアク セス（ｕｎｉｆｏｒｍ　ａｃｃｅｓｓ）を妨げる標本制約（ｓａｍｐｌｉｎｇ　 ｃｏｎｓｔｒａｉｎｔｓ）によって必然的に制限される。従来、診察上関連のあ る対象物を固定することを介して時間的制約（ｔｅｍｐｏｒａｌ　１１ｍ１ｔａ ｔｉｏｎｓ）を操作することによって診察成果の改善が図られている。　゛時間 的制約を無視した場合には、作られたＸ線投影（Ｘ−ｒａｙ　ｐｒｏｊｅｃｔｉ ｏｎｓ）の範囲及び数が増大することを介して診察成果を向上させることができ る。診察成果を最適化するための初期の基本的原理は、診察のために適切である と判断される映写角（ｐｒｏｊｅｃｔｉｏｎ　ａｎｇｌｅｓ）から複数の透過放 射線写真をとることを単に含むものであった。解剖上の制約によって明瞭な単一 投影ジオメトリーズを入数するのが妨げられた時に、ライナー、サーキュラ−及 びハイパーサイクロイダル断層撮影法（ｌｉｎｅａｒ、　ｃｉｒｃｕｌａｒ、　 ａｎｄ　ｈｙｐｅｒｃｙｃｌｏｉｄａｌ　ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ）を用いる補足 の試みが開発された。
従来の断層撮影法を改善したごく最近のものとしては、トモシンセシスがある。
従来の断層撮影法より優れたトモシンセシスによって得られる主な利点は、トモ シンセシスが、ｘｔｔａｎ出の単一のスキャニング　シーケンス（ａ　ｓｉｎｇ ｌｅ　ｓｃａｎｎｉｎｇ　５ｅｑｕｅｎｃｅ　ｏｆ　Ｘ−ｒａｙ　ｅｘｐｏｓｕ ｒｅ）から如何なる数の断層写真スライス（ｔｏｍｏｇｒａｐｈｉｃ　５ｌｉｃ ｅｓ）をも再構成させることができるという事実にある。然しなから、従来のト モシンセティックシステム（ｔｏ＋ｍｏｓｙｎｔｈｅｔｉｃ　ｓｙｓｔｅｍ）を 実施することに伴なう欠点の一つは、全てのトモシンセティック投影（ｔｏｍｏ ｓｙｎｔｈｅｔｉｃ　ｐｒｏｊｅｃｔｉｏｎ）を取得するのに、放射線に晒され たティッシュ（ｔｉｓｓｕｅｓ）又は対象物をほとんど又は全く動かさずに行な わなければならないことである。関連の対象物を固定することによってのみ、従 来のトモシンセティック再構成システム（ｔｏｍｏｓｙｎｔｈｅｔｉｃ　ｒｅｃ ｏｎｓｔｒｕｃｔｉｏｎ　ｓｙｓｔｅｍ）に必要な既知の幾何学的関係を作るこ とが現在可能である。
最近の、コンピュータで処理する断層撮影法の出現は、放射線写真のぼけ（ｂｌ ｕｒ）を除去するように、二次元又は三次元サンプリングを介してのみ見ること のできるティッンユ又は対象物の詳細を入数するのを容易にすることによって、 従来の断層撮影法及びトモシンセシスの診察成果を非常に向上させた。然しなか ら、コンピュータで処理する断層撮影法といえども、特に、高い空間解像力（ｈ ｉｇｈ　５ｐａｔｉａｌ　ｒｅｓｏｌｕｔｉｏｎ）を必要とする労力又は長時間 に亘ってティッシュ又は対象物の変化をトラック（ｔｒａｃｋ）する必要性があ るという重大な欠点がある。
残念ながら、コンピュータで処理する断層撮影法は、費用がかかるし面倒である 。コンピュータで処理する従来の断層撮影法には、軸ティッシュ（ａｘｉａｌ　 ｔｉｓｓｕｅｓ）の検査について極めて制約を受けるという別の欠点がある。コ ンピュータで処理する断層撮影法は、四肢又は胸部ティッシュに関する用途に合 わせて簡単に改善することはできない。更に、コンピュータで処理する断層撮影 法は、コンピュータで処理する断層撮影法が本来備えている低空間解像力によっ て制約を受けない使用に限定される。
コンピュータで処理する断層撮影法は、同様に、多くの患者をこわがらせ、比較 的長時間患者をほぼ完全に不動の状態にすることを要求する。患者を長時間に亘 って不動の状態にさせることを要求すると、長期の時間の変化に耐えられる程度 を制限することとなる。患者をある検査から他の検査へ全く同じ様に移し変える ことはほとんど不可能である。その結果、患者の位置の変化が診察上関連のある ティッシュの変化と混同されがちである。
産業の分野における従来のトモシンセシス及びコンピュータで処理する断層撮影 法の利用においても同様の問題に遭遇する。従来のトモシンセシス及びコンピュ ータで処理する断層撮影法は制約される。両技術とも、放射線写真に関連する被 写体が、イメージ再構成を実施するのに必要な、複数の投影ジオメトリ−の全て に対する一定の幾何学的関係を有することを要求する。曝露の最中又は曝ｎと曝 露との間のいずれかにＸ線源に相対する被写体の不測の移動によってとりなされ る投影ジオメトリ−の何らかの変化が、正確な再構成を妨げる。
従来のトモノンセシス又はコンピュータで処理する断層撮影法における多くの制 約を解消した自己校正トモシンセシスのシステム、方法及び装置が本発明によっ て提供される。興味深いことには、複数回の連続した曝露中において、トモシン セティソク再構成のために要求される、照射された被写体を不動化させる必要性 が除去された。本発明に依れば、校正放射線写真イメージヤ−装置が関連の被写 体に取付けられ、それによって、関連の被写体及び放射線写真イメージヤ−に相 対するＸ線源のランダムな又は任意の位置から曝露された後に、個々の投影の基 礎となる必要な投影ジオメトリ−を決定することを可能にする。
光咀Ω概要 本発明に依れば、選択された被写体の多くの投影放射線写真イメージから、その 選択された被写体を通して選択されたスライス位置（ｓｌｉｃｅ　ｐｏｓｉｔｉ ｏｎ）において被写体のイメージを合成する方法及び装置が得られる。選択され た被写体の放射線写真イメージを記録するために少なくとも一つの放射線写真記 録手段が備え付けられている。少なくとも一つの基準リファレンス（ｆｉｄｕｃ ｉａｌ　ｒｅｆｅｒｅｎｃｅ）が記録手段に相対して一定の位置に保持されてい て、それゆえこの基準リファレンスは記録手段から一定の所定距離を隔てて維持 されている。
位置決め手段が、放射線写真に関する、選択された被写体を記録手段及び基準リ ファレンスに相対して一定の位置に維持するよう機能している。この目的のため に、記録手段及び基準リファレンスを関連の選択された被写体に相対して一定位 置に固定又は取付けるための何らかのホルダーを利用することができる。
選択された被写体に放射線を照射して被写体及び基準リファレンスの投影放射線 写真イメージを記録手段上に記録させることを可能にする少なくとも一つの放１ １１ｉ源が備え付けられている。特別な利用の如何んによっては、この放射線源 は、例えば、ポータプルな又は固定されたＸ線源のいずれのものであってもよい 。
選択された被写体の放射線写真イメージを異なった方位で得るようにするために 、放射線源と、被写体、基準リファレンス及び記録手段との間の相対的位置を変 更する。次に、被写体及び基準リファレンスの投影放射線写真イメージが、放射 線源と、被写体、基準リファレンス及び記録手段との間の異なった任意の又はラ ンダムな相対的位置において、記録手段上に記録される。記録手段上に記録され た被写体と基準リファレンスの放射線写真イメージの選択された投影から、被写 体全体を通して選択されたスライス位置で、選択された被写体のイメージを合成 するためのイメージシンセサイザー（ｉｍａｇｅ　５ｙｎｔｈｅｓｉｚｅｒ）が 設けられている。
選択されたスライス位置でイメージを合成するために、記録手段の平面における 基準リファレンスの投影イメージの位置を各選択された投影について決定する。
次に、記録手段上に記録された基準リファレンスの選択された一連のイメージ位 置について、記録手段の平面におけるリファレンス位置が選択される。例えば、 このリファレンス位置は、基準リファレンスの選択された一連のイメージ位置の 重心（ｃｅｎｔｅｒ　ｏｆ　ｇｒａｖｉｔｙ）として選択することができる。各 選択された投影に関して、選択されたリファレンス位置からの基準リファレンス の各投影イメージの距離と軌道（ｐａｔｈ）が次に決定される。次に、各選択さ れた投影に関して、各選択された投影のための基準リファレンスの投影イメージ の位置が、基準リファレンスを介して、所定のスライス位置についての選択され たリファレンス位置と一致するよう、選択されたスライス位置における基準リフ ァレンスの投影イメージの各位置が決定される。従って、選択された投影に関す る基準リファレンスの投影イメージが、合成されたイメージのための選択された 相対的スライス位置の如何んによって、選択されたリファレンス位置に向って均 一に集中し又はリファレンス位置からずれるようになる。
各選択された投影に関しては、記録手段上に記録された基準リファレンスの投影 イメージが、各選択された投影のために、選択されたスライス位置におけるそれ の各位置に移動するよう、記録手段上に記録された被写体及び基準リファレンス の投影イメージが選択されたスライス位置に次にシフトされる。選択されたスラ イス位置にシフトされた後に、トモシンセティックスライス（ｔｏｍｏｓｙｎｔ ｈｅｔｉｃ　ｓｌ　１ｃｅ）を作り出すために被写体及び基準リファレンスの投 影イメージが空間的に平均化される。この空間的に平均化されたイメージはｔａ ｓｋ−ｄｅｐｅｎｄｅｎｔ　ｍａｎｎｅｒＴ任意にフィルターにかけてもよい。
本発明に依れば、放射線源によって照射された、選択された被写体の放射線写真 イメージを記録するための自己校正装置が得られる。この装置は、選択された被 写体の投影放射線写真イメージを記録するための放射線写真記録媒体を有してい る。選択された被写体の投影イメージと共に放射線不透過性基準リファレンスの 投影イメージが記録媒体上に記録されることを可能にするためにその放射線不透 過性基準リファレンスが記録媒体と放射線源との間に位置するよう設けられてい る。この装置を校正するために、基準リファレンスを記録媒体に相対して一体の 位置に保持するためのホルダーが設けられている。こうして、このホルダーが放 射線不透過性基準リファレンスを記録媒体から一定の所定距離隔てて維持するよ う機能する。
別の構成においては、この装置は、支持体と、この支持体上に支持されて、選択 された被写体の投影放射線写真イメージを記録するための、例えば、ＣＣＤ素子 の如き第一の放射線半透過性放射線写真記録媒体とを含んでいる。第二の放射線 写真記録媒体、例えば、第二のＣＣＤ素子が、第一の放射線写真記録媒体に相対 して一定の位置で支持体に対して支持されている。第二の放射線写真記録媒体は 、放射線写真イメージが第二の記録媒体上に記録されることを可能にするために 、第一の放射線写真記録媒体に相対して選択された方位をもって支持されている 。特定の配列構造においては、第二の放射線写真記録媒体が第一の放射線写真媒 体に相対して配置されており、それ故、放射線源からの放射線は第一の放射線写 真記録媒体を透過して、選択された被写体の第二の投影放射線写真イメージを記 録するために第二の放射線写真記録媒体に衝突する。投影ジオメトリ−に役立て るために、第一の放射線写真記録媒体と第二の放射線写真記録媒体とを互いに平 行に方向付けてもよい。
例えば、均一なグリッド（ｇｒｉｄ）の如き放射線不透過性基準リファレンスが 、第二の記録Ｗ体に相対して一定の位置で支持体に対して支持されており、それ 故、この基準リファレンスの投影放射線写真イメージが第二の記録媒体上に記録 される。特定の配列構造においては、放Ｑ、１線不透過性基準リファレンスの投 影イメー７が選択された被写体の第二の投影放射線写真イメージと共に第二の放 射線写真記録媒体」−に記録されることを可能にするために、基準リファレンス は、第一の放射線写真記録媒体と第二の放射線写真記録媒体とのほぼ間で、一定 の位置に支持されている。
放射線不透過性基準リファレンスは、基準リファレンス上に選択されたサイズと 選択された位置とを表示するインディケータ（ｉｎｄｉｃａｔｏｒ）を含んでお り、それ故、第二の記録媒体」二に記録された基準リファレンスの投影イメージ が、基準リファレンス上のインディケータの選択されたサイズと比較して異なっ たサイズと、基準リファレンス上のインディケータの選択された位置と比較して 異なうた位置への変位とを表わすことができる。このインディケータは、基準リ ファレンスのところに選択された周波数パターン（ｆｒｅｑｕｅｎｃｙ　ｐａｔ ｔｅｒｎ）を表わす周波数インディケータを含むものであってもよ（、それ故、 第二の記録媒体上に記録された基準リファレンスの投影イメージが、基準リファ レンスにおける選択された周波数パターンに対するｐｈａｓｅ　５ｈｉｆｔのみ ならず、基準リファレンスにおける選択された周波数パターンに相対して異なっ た周波数パターンをも表示することができる。
区工！Ｊ■ｌｔ臣盟 本発明の好ましい具体例についての後述する詳細な説明のみならず上述の発明の 概要も、添付図面と関連付けて読むことによって、より明瞭に理解されるであろ う。添付図面中で、 第１図は、本発明に係る校正放射線写真記録装置を採用した自己校正トモシンセ ティノクＸ線システムの概要図。
第２図は、本発明の別の好しい具体例に依る校正放射線写真記録装置を採用した 自己校正トモノンセティソクＸ線システムの概要図；第３図は、トモソンセティ ックスキャンシーケンス中におけるＸ線源に対する被写体位置の変化を補正する ための基準として工種図法ジオメトリ−（ｅｑｕｉｖａｌｅｎｌ　ｐｒｎｊｅｃ ｌｉｎｎ　ｇｅｏｍｅｔｒｙ）を用いた場合を示す図；第４図は選択された被写 体と基中リファレンスの記録された多くの放射線写真イメージから、選択された スライス位置における被写体の合成イメージ（ｓｙｎｔｈｅｓｉｚｃｄ　ｉｍａ ｇｅ）を作り出すための、本発明に依る方法及びシステムのフローチャート； 第５図は、選択されたスライス位置におけるイメージのトモシンセティック再構 成のために選択されたリファレンスポイントに対する１１１−の基中リファレン スポイントの投影の最初の軌跡（ｌｏｃｕｓ）の位置トラッキングを示す図式的 説明図：第６図は、有限の被写体焦点距離（ｆｉｎｉｔｅ　ｆｏｃａｌ−ｏｂｊ ｅｃｔ　ｄｉｓｔａｎｃｅ）における相χ１的投影変位（ｒｅｌａｔｉｖｅ　ｐ ｒｏｊｅｃｔｉｏｎ　ｄｉｓｐｌａｃｅｍｅｎｔ）を表示する図；第７図は、有 限の被写体焦点距離についての選択されたスライス位置における相対的な倍率（ ｒｅｌａｔｉｖｅ　ｍａｇｎｉｆｉｃａｔｉｏｎ）を示す図；第８Ｕ２Ｊは、一 連の放射線点源に相対して、放射線写真記録装置上に支えられた関連の被写体を コンベアベルトが移動させるようになっている、第２図に概略的に示されたタイ プの校正放射線写真記録装置を採用した自己校正トモシンセティノクＸ線システ ムの概要図。
第９図は、一連の放射線点源に相対して、放射線写真記録装置上に支えられた関 連の被写体を回転ターンテーブルが移動させるようになっている、第２図に概略 的に示されたタイプの校正放射線写真記録装置を用いた自己校正トモシンセティ ノクＸ線システムの概要図である。
々　い　の・　な昔日 第１図を参照すると、自己校正トモンンセティック放射線写真イメージングシス テムが図示されており、このイメージングンステムにおいては、任意に配置され た、Ｘ線点源（ｐｏｉｎｔ　５ｏｕｒｃｅ　ｏｆ　ｘ−ｒａｙｓ）の如き放射線 点源１５によって放射線が照射された歯の形態の選択された被写体１２の放射線 写真イメージを記録するための校正検出装置１０　（ｃａｌｉｂｒａｔｅｄ　ｄ ｅｔｅｃｔｉｏｎ　ｄｅｖｉｃｅ）が採用されている。この検出器ｆｔ１ｏは、 選択された被写体１２の投影放射線写真イメージを記録するための放射線写真記 録媒体１８を有している。この放射線写真記録媒体１８は、放射線半透過性電荷 結合素子（ＣＯＤ）の如き放射線感受固体イメージ検出器（ｒａｄｉａｔｉｏｎ −ｓｅｎｓｉｔｉｖｅ、　５ｏｌｉｄ−ｓｔａｔｅ　ｉｍａｇｅ　ｄｅｔｅｃｔ ｏｒ）の形態のものであってもよい。そのＣＣＤは、スウェーデン、サンズヴア ルのりガム・メディカル・システム　エイ、ビー、（Ｒｅｇａｍ　Ｍｅｄｉｃａ ｌ　Ｓｙｓｔｅｍ　Ａ、Ｂ、）によって販売されている口内Ｘ線システム（ｉｎ ｔｒａ−ｏｒａｌ　ｘ−ｒａｙ　ｓｙｓｔｅｍ）中で用いられる、英国のイング リッシュ・エレクトロン・バルブ（Ｅｎｇｌｉｓｈ　Ｅｌｅｃｔｒｏｎ　ｖａｌ ｖｅ）によって現在製造されているタイプのものであってもよい。
選択された被写体１２の投影イメージと共に放射線不透過性基準リファレンス体 ２０の投影イメージがイメージディテクター１８上に記録されることを可能にす るために、放射線源１５とイメージディテクター１８との間には、小さな金属ビ ーズ（ｂｅａｄ）状の単一の放射線写真基準リファレンス体（ｒａｄｉｏｇｒａ ｐｈｉｃ　ｆｉｄｕｃｉａｌｒｅｆｅｒｅｎｃｅ　ｏｂｊｅｃｔ）　２０が都合 よく配置されている。基準リファレンス体２０は、イメージディテクター１８上 に記録された基準リファレンス体の投影イメージのサイズ及び位置と比較するた めにリファレンスサイズ及び位置を表示するのに役立つものである。
検出装置ｌＯは、基準リファレンスがイメージディテクターのイメージ記録面２ ５から一定の所定間隔をへだてて常に維持されるようにするために放射線不透過 性基準リファレンス体をイメージディテクター１８との関係で一定の位置に保持 するための剛直な放射線半透過性（ｒａｄｉｏｌｕｃｅｎｔ）ホルダー２２を有 している。
第１図示の如く、そのホルダーは、イメージディテクター１８と放射線不透過性 基準リファレンス体２０とを選択された被写体１２との関係で一定の位置に保持 するために、被写体１２に対して検出装置ｌＯを固定的に装着させるための被写 体取付は部２４を有している。第１図示の如く、ホルダーの被写体取付は部２４ は、放射線写真がとられる歯の間に確りと挟持されている。
ホルダー２２の被写体取付は部２４は、選択された被写体即ち歯１２との関係で 一定の位置に検出装置１０を取付けさせることができるので、被写体は放射線不 透過性基準リファレンス体２０とイメージディテクター１８との中間に位置して いる。これに代わる配列構造においては、基準リファレンス体２０とイメージデ ィテクター１８の能動記録表面（ａｃｔｉｖｅ　ｒｅｃｏｒｄｉｎｇ　５ｕｒｆ ａｃｅ）との間に既知の一定距離が保たれる限り、ホルダー２２は、関連の被写 体１２とイメージディテクターとの間に基準リファレンス体２０を位置決めする よう機能することができる。
第１図示の如く、基準リファレンス体２０は、この基準リファレンス体の投影が Ｘ＃！！源１５の異なった位置でイメージディテクターの能動記録表面上に記録 されるようにするために、イメージディテクター１８の正面に都合よく配置され ている。例えば、Ｘ線源がＸ線源位置＃１のところに位置している場合には、基 準リファレンス２０の投影はイメージディテクターの能動面（ａｃｔｉｖｅ　５ ｕｒｆａｃｅ）　２５上の位１１２６のところに記録される。同様に、Ｘ線源１ ５がＸ線源位置＃２のところに位置している場合には、基準リファレンス２０の 投影はイメージディテクター２８の能動面２５上の位置２８のところに記録され る。Ｘ線源１５が任意位置にあっても、診断に重要な投影は放射線不透過性基準 リファレンスの投影を同様に含む。従って、トモシンセティック　レジストレー ション（ｔｏｍｏｓｙｎｔｈｅｔ　ｉｃｒｅｇｉｓｔｒａｔｉｏｎ）に必要な相 対的変位寸法（ｒｅｌａｔｉｖｅ　ｄｉｓｐｌａｃｅｍｅｎｔ　ｍｅａｓｕｒｅ ｍｅｎｔｓ）を、トモシンセティック再構成（ｔｏｍｏｓｙｎｔｈｅｔｉｃ　ｒ ｅｃｏｎｓｔｒｕｃｔｉｏｎ）に必要な不同の放射線写真投影を含む同一のイメ ージから読み取ることができる。
第２図を参照すると、第１図示の検出装置１０と異なった構成を有する、校正さ れた検出装置３０を採用した自己校正トモシンセティックＸ線システムが示され ている。検出装置３０は、遠（離れて任意に配置された、Ｘ線の如き放射線点源 ３４によって放射線が照射される歯の如き選択された被写体３２の放射線写真イ メージを記録するよう機能する。第８及び９図に最も明瞭に示されているように 、検出装置３０は、関連の被写体３８が固定又は取付けられる少な（とも一つの 放射線半透過性表面３５を有するサポートキャスティング（ｓｕｐｐｏｒｔ　ｃ ａｓｔｉｎｇ）３４を含んでいる。選択された被写体の第一の投影放射線写真イ メージを記録するための第一の放射線半透過性放射線写真記録媒体４０が、サポ ートキャスティングとの関係で一定の位置に支持されている。第二の放射線写真 記録媒体４２が、第一の放射線写真記録媒体４０との関係で一定の位置にサポー トキャスティング３４に対して支持され、且つ放射線源３４からの放射線が第一 の放射線写真記録媒体４０を透過して、選択された被写体の第二の投影放射線写 真イメージを記録するための第二の放射線写真記録媒体上に衝突するのを可能に するために、第一の放射線写真記録媒体との関係で成る選択された方位角度をも って支持されている。第１．８及び９図示の如く、放射線不透過性基準リファレ ンス４４は、この放射線不透過性基準リファレンス４４の投影イメージが第二の 放射線写真記録媒体上に記録されることを可能にするために、第−及び第二の放 射線写真記録媒体４０．４２の間の一定の位置でサポートキャスティングに対し て支持されている。
第−及び第二の放射線写真記録媒体４０．４２は、放射線半透過性電荷結合素子 （ＣＣＤ）の如きソリッドステイト放射線感受イメージ検出器（ｓｏｌｉｄ−ｓ ｔａｔｅ。
ｒａｄｉａｔｉｏｎ−ｓｅｎｓｉｔｉｖｅ　ｉｍａｇｅ　ｄｅｔｅｃｔｏｒｓ） の形態のものが好ましい。各イメージ検出器４０．４２は、放射線写真イメージ を記録するための検出面として役立つ、はぼ平らな放射線感受能動面４６を有し ている。第２図示の如く、イメージ検出器４０．４２は、これらイメージ検出器 ４０．４２の能動面４６が互いにほぼ平行となるように配置されている。イメー ジ検出器４０．４２の能動面４６を平行に配列することによって投影ジオメトリ −を単純化することができる。
放射線不透過性基準リファレンス４４は、イメージ検出器４０の下側に取付けら れた放射線不透過性グリッド（ｇｒｉｄ）　５０を有している。放射線不透過性 グリッド５０は、第−及び第二のイメージ検出器４０．４２の能動面との関係で 一定の位置に保持されるよう第一のイメージ検出器の下側に固定されている。ま た、放射線不透過性グリッド５０は、第−及び第二のイメージ検出器４０．４２ の能動面４６に対してほぼ平行に配置されていて、第二のイメージ検出器４２の 能動面４６から一定の予じめ定められた距離Ｈ２を隔てて配置されている。放射 線不透過性グリッド５０は、基準リファレンスに、選択された周波数パターン（ ｆｒｅｑｕｅｎｃｙ　ｐａｔｔｅｒｎ）を表示するための周波数インディケータ −（ｆｒｅｑｕｅｎｃｙｉｎｄｉｃａｔｏｒ）として機能する。このグリッド５ ０は、何らかの望ましい放射線不透過性パターンを含んでいる。例えば、このグ リッド５０は、第２図示の如く、一つの選択された、スペーシングの周波数パタ ーンのところに、均−且つ周期的に直交するようパターン化された放射線不透過 性ライニング（ｌｉｎｉｎｇ）を含んでいる。然しなから、このグリッドは、異 なったスペーシング周波数を有する周波数パターンを構成するために不均一な間 隔で直交するようパターン化された放射線不透過性ライニングを有するものであ ってもよい。最も一般的なケースにおいては、このグリッドは、終末白色雑音（ ｔｅｒｍ　ｗｈｉｔｅ　ｎｏｉｓｅ）が顕著である空間周波数分布パターン（ｓ ｐａｔｉａｌ　ｆｒｅｑｕｅｎｃｙ　ｄｉｓｔｒｉｂｕｔｉｏｎ　ｐａｔｔｅｒ ｎ）を有する、即ち全ての空間周波数が等しい変調（ＩＩｌｏｄｕｌａｔｉｏｎ ）で表示される空間周波数分布パターンを有する非同期二次元パターンによって 特徴付けられるものであってもよい。グリッドパターンの最も好ましい構造は、 個々の応用の如何んに依って左右されるる。
基準リファレンス４４は、第一のイメージ検出器４０の下側の選択された位置に 取付けられた金属ビーズの如き放射線基準リファレンス体５２を有するものであ ってもよい。ビーズ５２は、基準リファレンスにおいて、基準リファレンスの選 定されたサイズ及び位置を表示するための変位インディケータ−（ｄｉｓｐｌａ ｃｅＩＩＩｅｎｔｉｎｄｉｃａｔｏｒ）として機能する。
第２図示の如く、ソース３４からの放射線は診断に重要な選択された被写体３２ を先ず透過して、次に第一のイメージ検出器４０の能動面４６上に被写体の放射 線写真イメージ６０を投影させるために第一のイメージ検出器４０を透過する。
放射線は第一の放射線半透過性イメージ検出器４０を透過して基準リファレンス グリッド５０形態の基準リファレンス４４及び第一のイメージ検出器４０の下側 に取付けられた基準リファレンス体５２に衝突する。基準リファレンス４４は第 一のイメージ検出器４０の能動面４６を越えたところに配置されているので、第 一のイメージ検出器４０によって作られるイメージに関する基準リファレンスの 影響は無視してよい。
グリッド５０は、金属ワイヤーの如く高い放射線不透過性の材料により作られて いる。従って、グリッドが第一のイメージ検出器４０を透過しているＸ線に晒さ れた時に、グリッド５０は第二のイメージ検出器４２の能動面４６上に均一でハ イコントラストな周期的に直交するようパターン化された放射線写真投影６５を 作る。第二のイメージ検出器の能動面上に投影されたグリッドのイメージは、第 二のイメージ検出器によって記録される。この記録されたイメージの周波数パタ ーンを拡大し、グリッド自体の周波数パターンとの関係で変位（ｄｉｓｐｌａｃ ｅ）させることができる。
同様に、第一のイメージ検出器４０の下側に取付けられた基準リファレンスビー ズ５２も第二のイメージ検出器４２の能動面４６上に拡大され変位されれた投影 イメージ６６を作り出す。選択された被写体３２の拡大され変位されたイメージ は、第二のイメージ検出器４２によって記録される。第二のイメージ検出器４２ の主な目的の一つが基準リファレンスグリッド５０及び（又は）基準リファレン スビーズ５２の変位及び拡大を検知することにあるので、第二のイメージ検出器 ４２は第一のイメージ検出器４０よりは随意に小さくてもよい。
第二のイメージ検出器４２の能動面４６から一定の予め定められた距離を隔てて 配置された基準リファレンス４４と共に第二のイメージ検出器４２とを用いるこ とによって、各記録投影を得るためにＸ線源３４に相対して暴露された後に、そ の位置を示す十分なデーターを検出装置３０が作り出すことができる。Ｘ線源３ ４に対する検出装置３０の相対的位置決めは、第一のイメージ検出器の非作動下 側部に確りと取付けられた放射線不透過性グリッドによって第二のイメージ検出 器４４の能動面上に作られるイメージを周波数ドメイン分析（ｆｒｅｑｕｅｎｃ ｙｄｏｍａｉｎ　ａｎａｌｙｓｉｓ）するか或いは放射線不透過性グリッドの選 択された部分又は第一のイメージ検出器４０の下側に取付けられた基準リファレ ンスビーズ５２によって第二のイメージ検出器の能動面上に作られるイメージを 空間ドメイン分析（ｓｐａｔｉａｌ　ｄｏｍａｉｎ　ａｎａｌｙｓｉｓ）するこ とによって決めることができる。
第二のイメージ検出器４２は、第一のイメージ検出器４０よりはソース３４から 遠くに位置しているので、グリッド５０の投影イメージ６５は、グリッド５０自 体によって表される実際の周波数パターンと比較して異なった周波数パターンを 表示する。第二のイメージ検出器４２によって記録される振動（ｏｓｃｉｌｌａ ｔｉｏｎｓ）の空間周波数は、グリッド５０自体の振動の周波数よりは必然的に 低い。空間周波数のこの変化は、関連する倍率（ｍａｇｎｉｆｉｃａｔｉｏｎ） を表示するのに用いることができる。
倍率は、グリッド５０が第二のイメージ検出器４２の像面４６から隔たっている 所定の距離Ｈｚと、グリッド５０がソース３４から隔たっている、Ｚ軸に沿った 未知の距離Ｓｚとから決定することができる。倍率公式は次の通りである。
Ｍ＝　（Ｓｚ＋Ｈｚ）／Ｓｚ ただし、Ｍ＝倍率 Ｈｚ　＝基準リファレンスグリッドが第二のイメージ検出器の作動面から隔たっ ている予め定められた一定の距離Ｓｚ＝放射線源と基準リファレンスとの間のＺ 軸に沿った未知の離間距離 この倍率公式から、距離Ｓｚを次のように導き出すことができる。
Ｓ　ｚ　＝Ｈｚ／　（Ｍ　−１） イメージのトモンンセティック再構成に必要な、イメージデーターがら放射線源 の相対的位置を捜し出すために残されている事柄は、イメージ検出器４０．４２ の能動面４６に平行な選択された平面においてイメージデーターの投影位置を決 定することである。実際のグリッド自体の位置との関係で基準リファレンスグリ ッド５０の記録されたイメージ６５が変位している量は、実際のグリッドパター ンに対するグリッドパターンの記録イメージによって示される位相のずれ（ｐｈ ａｓｅ　５ｈｉｆｔ）から確かめることができる。実際のグリッドパターンとグ リッドパターンの投影イメージとの間の位相差は、もとのグリッドパターンの二 次元ディスクリートフーリエ変換（２−ｄｉ＋ｎｅｎｓｉｏｎａｌ　Ｄｉｓｃｒ ｅｔｅ　Ｆｏｕｒｉｅｒ　Ｔｒａｎｓｆｏｒｍａｔｉｏｎ）と、グリッドパター ンの拡大されていないオフアクシス投影イメージ（ｄｅｍａｇｎｉ−ｆｉｅｄ　 ｏｆｆ−ａｘｉｓ　ｐｒｏｊｅｃｔｉｏｎ　ｉｍａｇｅ）とを介して決定するこ とができる。周波数ドメインからの位相差の逆変換によって、各シフト距離だけ 変位されている、空間ドメイン（ｓｐａｔｉａｌ　ｄｏ＋ｎａｉｎ）における振 幅ピーク（ａ＋ａｐｌｉｔｕｄｅ　ｐｅａｋｓ）の位置を表示する。位相のずれ を決定することによって、空間的にリンクされた被写体３２と検出装ｆｆ１３０ とに対するＸ線源３４の照準（ｌｏｃａｌ　１ｚａｔｉｏｎ）を可能にする。
空間ドメインにおいては、基準リファレンスの実際のサイズに対する基準リファ レンスの投影サイズの変化は、倍率として表わされる。例えば、ビーズ５２の実 際のサイズに対する基準リファレンスビーズ５２の投影イメージのサイズの変化 は、倍率を表示するサイズ変位インディケータ−（ｓｉｚｅ　ｄｉｓｐｌａｃｅ ＋ｏｅｎｔｉｎｄｉｃａｔｏｒ）として役立つ。同様に、実際のグリッドサイズ に対する基準グリッドの投影イメージのサイズの変化は、倍率をも表示する。Ｘ 線源のアングレージョ（ａｎｇｕｌａｔｉｏｎ）を決定するために、基準リファ レンスビーズの投影イメージ６６の位置をビード５２の実際の位置自体と比較す ることができる。同様に、アングレージョンを決定するために、グリッドの投影 イメージ６５の位置をグリッド５０の実際の位置自体と比較することができる。
基準リファレンスのイメージの位置を基準リファレンスの実際の位置と比較する ことは、第２図に最もよ（示されているようなＸ軸方向における変位ΔＸとＹ軸 方向における変位ΔＹを表示する位置変位の指針となる。
周波数ドメインアプローチ（ｆｒｅｑｕｅｎｃｙ−ｄｏｍａｉｎ　ａｐｐｒｏａ ｃｈ）は、関連する測定に寄与するデーターが、第二のイメージ検出器４２の能 動面４６の大きな部分を横切って分布している点で利点がある。第二のイメージ 検出器の能動面を横切って寄与データーが分布していることによって如何なるサ イトスペシフィック人工物（ｓｉｔｅ−ｓｐｅｃｉｆｉｃ　ａｒｔｉｆａｃｔｓ ）の影響をも平均化させ、それによって、無関係なＸ線パターンが第二のイメー ジ検出器４２の能動面上に記録される複合イメージ（ｃｏｍｐｏｓｉｔｅ　ｉＩ ｌａｇｅ）に寄与してしまうという影響をほとんど生じさせるおそれのない測定 プロセスを実行することができる。例えば、基準リファレンスの記録イメージと 無関係なＸ線パターンが、放射線が照射された被写体自体及び第一のイメージ検 出器４０に固有の構造的要素によって生み出されるコントリビュージョン（ｃｏ ｎｔｒｉｂｕｔｉｏｎｓ）によって生じる。一方では、空間ドメインアプローチ （ｓｐａｔｉａｌ−ｄｏｍａｉｎ　ａｐｐｒｏａｃｈ）は、数理的及び概念的に 簡単であるという利点をもっている。加えて、必要とされる全てのイメージ翻訳 データーが、単一のリファレンスポイント、即ち、基準リファレンスビーズ５２ の投影から作られるので、空間ドメインアプローチは第二のイメージ検出器４２ に余り大きな能動面４６を要求することはない。
一対の平行なイメージ検出器４０．４２を有する検出装置３０を用いた場合には 、第一のイメージ検出器４０の能動面上の投影が第二のイメージ検出器４２上に 作られるイメージと高度に相互関連性を必然的にもつという利点がある。一対の イメージ検出器４０．４２を用いると、選択された被写体は実際上二度レントゲ ン写真を撮られる。基準リファレンスと第一のイメージ検出器４０の特性とによ って付与されるイメージデーターの如き既知の人工物を適切に処理し抑制するこ とによって、第二のイメージ検出器４２から得られる選択された被写体のイメー ジデーターを第一のイメージ検出器４０から得られるデーターを改善するのに用 いることができる。
トモシンセティック再構成をイメージデーターから行うことのできるそのイメー ジデーターを得るためには、放射線暴露中に、選択された被写体を基準リファレ ンス４４及びイメージ検出器４０．４２との関係で一定の位置に維持することが 重要である。そのような不動性が検出装置３０と放射線が照射されている関連の 構成物との間で維持される限り、なんらかの位置で連続的に何らかの角度から作 られる投影からトモシンセティックスライスを作り出すことができる。
動いている被写体については、各暴露に要求される時間が単位時間毎のその被写 体の動きと比較して短い限り、イメージ検出装置３０を移動している被写体に取 付けることによって分析することができる。連続的な暴露の間に構造物が動いて いるので、高エネルギーＸ線の非常に短いバースト（ｂｕｒｓｔ）を発生させる ことのできる固定された電界放出Ｘ線マシーンを、ソースに対して夫々異なった 角度をもった一連の放射線写真投影を作るのに用いることができる。選択された 被写体がそれに取付けられた検出装置３０と共にＸ線ソースに相対して移動する ことにより、トモシンセシスに必要な角度相違を生み出す。検出装置を被写体に 固定することによって検出装置が被写体に相対して一定の位置に保持され、投影 毎に必要な暴露時間との関係で被写体が比較的ゆっくりと動いている限り、放射 線が照射されている被写体の動きの本質に関して束縛がないので、このシステム は、そのようなものとして、重病のパーキンソン患者及び不随意運動をする傾向 にあるその他の患者に用いることができる。
このシステムは、鼓動する心臓のように周期的運動をする組織物（ｓｔｒｕｃｔ ｕｒｅ）を連続的に分析する場合にも同様に用いることができる。この特性を応 用するために、短いＸ線バーストを心臓周期の特定部分にリンクされたトリが一 回路によって同期させる。そのような同期によって、実際上、！露中に検出装置 に対する、放射線が照射された被写体の相対的固定位置が維持される。
検出装置３０は、選択された被写体３８の非破壊試験をするのための工業的応用 においても用いることができる。例えば、この検出装置３０は、様々な臨界構造 物（ｃｒｉｔｉｃａｌ　５ｔｒｕｃｔｕｒｅ）における疲れ亀裂やその他のきす を検出するのに用いることができる。第８及び９図に示されているように、選択 された被写体３８は、その被写体が検出装置３０との関係で一定の位置に維持さ れるようにするために、検出装置３０の上に置かれている。この検出装置３０は 、密閉され校正された放射線半透過性ケーシング３４内に支持された平行な積層 イメージディテクター４０．４２を有している。基準リファレンス４４は、イメ ージディテクター４０と４２との間でケーシング３４に対して支持されている。
この検出装置３０は、検出装置１３０からリモートコントロールデーター転送を 可能にするために、任意のラジオの如き伝送器（ｔｒａｎｓｍｉｔｔｅｒ）　７ ２．赤外線伝送器又はその他のタイプの伝送器を含むものであってもよい。
第８図示の如く、関連の選択された被写体３８と検出装置３０とを放射線源７５ に相対して移動させるよう機能する可動コンベアベルト７４上に、検出装ｒＩｔ ３０と共に被写体３８が一体となって置かれている。放射線源７５は、検出装置 ３０と一体となって被写体３８がコンベアに沿って移動した時に、独立に且つ並 列して放射線を照射することのできる複数の放射線点源を含んでいる。同様に、 第９図に示されているように、選択された被写体３８と検出装置３０とを一体に 放射線源７５に相対して回転させるよう機能する回転ターンテーブル７８上に、 検出装置３０と共に被写体３８が一体となって置かれている。放射線源７７は、 独立して且つ並列して放射線を照射することのできる複数の放射線点源を有する 形態のものであってもよい。異なった放射線点源により放射線を照射すると、検 出器３０と一体となった被写体３８に相対するＸ線源の付加的な相対運動を生み 出すこととなる。
選択された被写体３８と検出器３０とが放射線源７５に相対して動いた時に、被 写体３８の投影放射線写真イメージが第一のイメージ検出器４０上に記録され、 一方被写体３８と基準リファレンスの双方の放射線写真イメージが第二のイメー ジ検出器４２上に記録される。これらのイメージは、放射線源７５と、被写体３ ８．基準リファレンス４４及びイメージ検出器４０．４２との間の異なった任意 の相対的位置において記録される。検出装置１１３０によって記録される被写体 と基準リファレンスの一連の投影放射線写真イメージによって、被写体を介して 、選択されたスライス位置において被写体のイメージをトモシンセティック再構 成することが可能となる。
第３図示の如（、同じ像面内において単一の基準リファレンス点のイメージ投影 の軌跡（ｌｏｃｕｓ）を得るために、トモシンセティックスキャンシーケンス（ ｔｏｍｏｓｙｎｔｈｅｔｉｃ　５ｃａｎ　５ｅｑｕｅｎｃｅ）中に、被写体位置 の変化を補なうのに圧積図法ジオメトリ−（ｅｑｕｉｖａｌｅｎｔ　ｐｒｏｊｅ ｃｔｉｏｎ　ｇｅｏｍｅｔｒｙ）を利用することができる。被写体の焦点距離が 比較的長くても、イメージ倍率に関する被写体の小さな変位ΔＺの影響は比較的 小さい。
第３図を参照すると、基準リファレンス体８０は、関連の選択された被写体８２ とＣＣＤの如きイメージ検出器の能動面である像面８４との関係で一定の位置に 維持されている。実際のソース位置＃ｌにある放射線源８５は、像面８４上の位 置＃ｌのところに基準リファレンス８０の投影イメージを作り出す。像面８４が 何ら動かされることなくこの放射線源８５が実際のソース位置＃２の方向へ動か された場合には、この放射線源８５は、像面８４上の位置（２）のところに基準 リファレンス８０の投影イメージを作り出す。然しなから、像面８４がその像面 の移動位置８４′に動かされた場合には、基準リファレンス８０がその基準リフ ァレンスの移動位置８０′　に正確に移動し、被写体８２はその被写体の移動位 １Ｉｆ８２’　に正確に移動する。この移動した物体の配列が実際のソース位置 ＃２のところにある放射線源８５からの放射線に晒された時に、同等位置＃２の ところにある放射線源８５のための元の像面８４上の位置＃２と幾何学上対応す る、移動した像面８４′上の位置のところに、移動した基準リファレンス８０′ 　の投影イメージが記録される。従って、被写体８２及び基準リファレンス８０ と共に像面８４が移動することによって、圧積図法ジオメトリ−を得るためのＸ 線源の同等な位置決めに基づいてトモシンセティック再構成のために、像面上に 許容できるイメージを作り出す。
被写体を通しての選択されたスライスのトモシンセティック再構成は、検出装置 ３０によって記録された基準リファレンス及び被写体のイメージの選択された任 意の投影から行うことができる。第４図示の如り、トモシンセティック再構成プ ロセスは、参照付号９０で示したステップで始められる。トモシンセティック再 構成の各ステップは、コンピューター実行処理の一部として行なわれるのが好ま しい。
ステップ９２においては、記録媒体の能動面に対応する平面における基準リファ レンスポイントの投影イメージの相対位置が選択された投影のために決定される 。単一の基準リファレンスの投影イメージのＸ−Ｙ座標が記録される。更に、そ の平面における基準リファレンスの投影イメージの倍率が同様に決定され記録さ れる。被写体の焦点距離が比較的長くても、倍率の影響は小さい。検出装置３０ が被写体と係合又は非常に近接するという応用においては、Ｘ線源と基準リファ レンスグリッドとの間の距離が、基準リファレンスグリッドと第二のイメージ検 出器４２の検出平面との間の距離と比較して、比較的大きくなった時に、倍率の 影響は無視してもよいようになり、現実に無視してもよい。
Ｘ−Ｙ座標と選択された投影の倍率とがステップ９２で記録された後に、何らか の追加の投影があるか否かをステップ９４におけるプロセスが質問する。追加の 投影がインプットのために選択された場合には、そのプロセスが、各選択された 投影のためのＸ−Ｙ座標と倍率を記録するためにステップ９２を繰り返えす。
最後に選択された投影がステップ９４に達した時、そのプロセスは、記録媒体の 検出平面上の基準リファレンス体の選択された全ての投影から投影ポイントの軌 跡のために、選択されたリファレンス位置を決定する目的のためにステップ９６ へと進む。例えば、ステップ９６におけるプロセスが、単一の基準リファレンス 体の記録された全ての投影ポイントの重心（ｃｅｎｔｅｒ　ｏｆ　ｇｒａｖｉｔ ｙ）の座標を決定する。
第５図を参照すると、ｌのラベルが付けられている小さな正方形が、イメージ検 出器の検出平面における単一の基準リファレンスの投影ポイントの最初の軌跡に 対応する。円形のターゲットを含んでいる正方形が、１のラベルの付けられてい る小さな正方形の分布の重心のところに位置している。円形ターゲットを含んで いる正方形は、ｌのラベルが付けられた小さな正方形が均一に集中するポイント を意味し、それだけで、小さな正方形は分布の中央でタープ・ソト位置に向かっ て均一に崩壊（ｃｏｌｌａｐｓｅ）する・ステップ９８においては、重心からの 基準レイファレンスの各最初の投影ポイントの距離及び進路が決定される。重心 からの各最初の投影ポイントの距離及び進路は、ターゲットを含んでいる正方形 から１のラベルが付けられている小さな正方形へと進む、単一の基準リファレン スの投影ポイントの最初の軌跡を示している第５図示の破線によって表示される 。
ステップ１００においては、その合成されたイメージ（ｓｙｎｔｈｅｓｉｚｅｄ 　ｉｍａｇｅ）の相対的スライス位置がインプットされる。被写体を介しての選 択されたスライス位置が、検出平面からの基準リファレンスの距離に対する、検 出平面からの所望のスライスの距離を表わす相対的スライス位置としてインプッ トされる。
ステップ１０２においては、所望の相対的スライス位置と基準リファレンス体の 決定された倍率とに基づいて、各選択された投影の相対的投影変位が決定される 。相対的投影変位が、投影イメージを相対的スライス位置における適切な位置に シフトさせるために、被写体の有限な焦点距離に基づ（投影のスカラー修正ファ クター（ｓｃａｌａｒ　ｃｏｒｒｅｃｔｉｏｎ　ｆａｃｔｏｒ）を提供する。ソ ースから基準リファレンスグリッドまでの距離が、基準リファレンスグリッドか ら検出面までの距離と比較して、比較的大きい場合には、相対的投影変位の影響 は取るに足りないものなので、無視してよい。
相対的投影変位の原理は、次の変数（ｖａｒｉａｂｌｅｓ）が書かれている第６ 図に示されている。
Ｚ＝放射線源と下側のＣＣＤの検出平面との間の垂直距離Ｈ＝基準グリッドの平 面と下側のＣＣＤの検出平面との間の垂直距離Ｙ＝所望のスライスの平面と下側 のＣＣＤの検出平面との間の垂直距離Ａ＝放射線源の水平位置と実際の基準リフ ァレンスポイントの水平位置との間で検出平面に沿った水平距離 Ｂ＝検出平面における基準リファレンスポイントのイメージの実際の位置と実際 の基準リファレンスポイントとの間で検出平面に沿った水平変位Ｘ＝実際の基準 リファレンスポイントが所望のスライス平面に垂直に置き換えられた時の基準リ ファレンスポイントの検出平面において予期されるイメージ位置と実際の基準リ ファレンスポイントの水平位置との間で検出平面に沿った水平変位 上記の記述から、Ｆ：相対的スライス位置（ｒｅｌａｔｉｖｅ　５ｌｉｃｅ　ｐ ｏｓｉｔｉｏｎ）とした場合に、Ｆは次の通り定めることができる。
Ｆ＝Ｙ／Ｈ Ｍ：基準リファレンスの倍率とした場合に、Ｍ＝Ｚ／　（Ｚ−Ｈ）である。
ｆ（Ｆ）＝相対的投影変位（ｒｅｌａｔｉｖｅ　ｐｒｏｊｅｃｔｉｏｎ　ｄｉｓ ｐｌａｃｅｍｅｎｔ）とした場合に、ｆ（Ｆ）−Ｘ／Ｂである。
次の幾何学的関係： Ｙ／Ｘ＝Ｚ／　（Ｘ＋Ａ）と、 Ｈ／Ｂ＝Ｚ／　（Ａ＋Ｂ）から、 相対的投影変位ｆ　（Ｆ）は、ＦとＭの関数として次のように導びかれる。
ｔ　（Ｆ）−Ｆ／　［Ｍ　（ｔ　−Ｆ）　＋　Ｆｌ従って、ステップ１０２で述 べたように、相対的投影変位ｆ　（Ｆ）は、相対的スライス位置Ｆと倍率Ｍとか ら決定することができる。
次に、ステップ１０４においては、所望のスライスの倍率をスライス倍率のため の修正ファクター（ｃｏｒｒｅｃｔｉｏｎ　ｆａｃｔｏｒ）によって標準化する 。この倍率修正ファクターは、選択されたスライス位置における基準リファレン スの投影の相対的倍率のスカラー調整ファクターを意味する。再び、相対的倍率 を計算することが、被写体の有限焦点距離（ｆｉｎｉｔｅ　ｆｏｃａｌ−ｏｂｊ ｅｃｔ　ｄｉｓｔａｎｃｅ）のために有益となる。放射線源から基準リファレン スグリッド５０までの距離が、基準リフアレンスゲグリッドから第二のイメージ 検出器４２の検出平面までの距離との関係で、比較的太き（なった場合には、相 対的倍率は取るに足りないものとなり、無視してもよい。
特定のスライスの選択された投影の倍率を修正するための原理は、第７図に示さ れている。第７図に示されている変数Ｚ、　Ｈ及びＹは、第６図中に示されてい る変数と同じである。変数ＱＳＤ及びＥに関しては、次のように定義される。
Ｑ＝放射線源の水平位置と、所望のスライスの平面における基準リファレンスの 予想されるイメージ位置の水平位置との間での検出器平面に沿った水平距離 Ｄ＝放射線源の水平位置と、実際の基準リファレンスポイントの水平位置との間 での検出器平面に沿９た水平距離 Ｅ＝放射線源の水平位置と、検出器平面における基準リファレンスポイントのイ メージの実際の位置との間での検出器平面に沿った水平距離上述の定義から、Ｆ ＝相対的スライス位置である場合に、Ｆは次の様に定義することができる。
Ｆ＝Ｙ／Ｈ Ｍ＝基準リファレンスの倍率である場合に、Ｍは次の様に定義することができる 。
Ｍ＝Ｅ／Ｄ Ｃ＝ニスライス率のための修正ファクターである場合に、Ｃは次の様に定義する ことができる。
Ｈ／　（Ｅ−Ｄ）＝Ｙ／　（Ｅ−Ｑ）から、倍率修正ファクターＣは、次の様に ＦとＭの関数として導き出すことができる。
Ｃ＝Ｍ−Ｆ　（Ｍ−１） こうして、倍率修正ファクターＣを、所望のスライスの倍率をステップ１０４に おいて標準化させることを可能にするために、相対的スライス位置Ｆと倍率Ｍと から決定することができる。
次に、ステップ１０６において、基準リファレンスポイントの各投影の選択され たスライス位置への変位において位置する単一の画素（ｐｉｘｅｌ）の座標が決 定される。第５図を再度参照すると、円形のターゲットを含んでいる正方形が、 重心、即ち、Ｉのラベルが付けられた小さな正方形の均一な集中点を表示し、こ れら小さな正方形は、順に、検出器平面における単一の基準リファレンスポイン トの初期の軌跡を表示する。均一集中の中間位置は、選択された相対的スライス 位置のために基準リファレンスポイントのイメージの想像上の位！！（ｉｄｅａ ｌｐＯｓｉｔｉｏｎ）を表示する。例えば１．５の選択された相対的スライス位 置については１．５のラベルが付けられた小さな正方形が、基準リファレンスポ イントの各イメージの想像上のポジショニングを表示する。黒い境界線で輪郭を 取られた正方形は、ｌのラベルが付けられた小さな正方形によって示される初期 の位置を集中ターゲット位置と接続している破線に沿って、５のラベルが付けら れた小さな正方形によって表示される各想像上の位置のインテガー　アブロキシ メーシシン（ｉｎｔｅｇｅｒ　ａｐｐｒｏｘｉ■ａｔｉｏｎｓ）と対応する。そ のようなものとして、黒い境界線で輪郭が取られた正方形は、基準リファレンス ポイントの初期の軌跡が、夫々選択されたスライス位置のためにシフトする各画 素を表示する。残りの正方形は、接続線が横切っている他の残りの位置に対する インテガー　アブロキシメーションを表示している。
基準リファレンスポイントの各投影が選択された相対的スライス位置のためにシ フトする各画素がステップ１０６において決定された後に、基準リファレンスポ イントの全ての関連する投影が選択されたスライス位置における各画素方向へ移 動するよう、各構成物の投影イメージ（ｃｏｎｓｔｉｔｕｅｎｔ　ｐｒｏｊｅｃ ｔｉｏｎ　ｉＩＩｌａｇｅ）がステップ１０８においてシフトされる。こうして 、第５図に示されているように、全ての構成物イメージが夫々シフトされ、それ 故、基準リファレンスポイントの投影が１．５の選択された相対的スライス位置 のために、黒い境界線で輪郭が取られた正方形に向かって移動する。１の選択さ れた相対的スライス位置に関しては、基準リファレンスの全ての投影がターゲッ ト位置において一致する。１より大きな相対的スライス位置に関しては、基準リ ファレンスポイントの全ての投影が、初期の軌跡に相対してターゲット位置と反 対側で均一に分岐（ｄｉｖｅｒｇｅ）する。
次に、ステップ１１０において、シフトされた構成物イメージの全てが、空間的 に平均化される。ステップ１１２においては、結果として生じたイメージ（ｒｅ ｓｕｌｔｉｎｇ　ｉｍａｇｅ）が作業従属するように（ｉｎ　ａ　ｔａｓｋ−ｄ ｅｐｅｎｄｅｎｔ　ｍａｎｎｅｒ）任意にフィルターにかけられる（ｆｉｌｔｅ ｒ）。次に、合成されたイメージがステップ１１４において表示される。
ステップ１１６において述べたように、追加のイメージスライスが望ましい場合 には、そのステップをステップ１００から１．１４を通して、繰り返す。然しな から、ステップ１１６において追加のスライスが望ましくない場合には、そのプ ロセスをステップ１１８において中止する。
上記の記載から、関連の被写体との関係でＸ線源の一定の幾何学的ボジンヨニン グを必要としない自己校正トモシンセテイツクＸ線システムが得られることが、 理解できる。本発明によれば、医療及び工業上の利用にいろいろと応用すること の可能な多目的システムが得られる。従って、本発明は豆に記載し図示しｔこ特 定の具体例に限定されるものではな（、後述の特許請求の範囲内におＬＸで修正 及び変更される全てのものを含む。
浄：（内容に変更なし） ＦＩＧ、４ ＦＩＧ、５ 手続補正書 １．事件の表示 ２　発明の名称 ３　手続をする者 事件との関係　特許出願人 名称　ウェイタ　フォーレスト　ユニバーシティ６、補正の対象 （２）要約書の翻訳文を別紙の通り補正する。
（３）図面の中の説明の翻訳文（浄書）を別紙の通り補正する。
（４）代理権を証する書面及びその翻訳文を別紙の通り補正する。
８、添付書面の目録 （＋）特許法第１８４条の５第１項の規定による書面（訂正）　１通（２）誤記 理由書　１通 （３）要約書の翻訳文　１通 （４）図面の中の説明の翻訳文（浄書）　１通（５）代理権を証する書面及びそ の翻訳文　各１通フロントページの続き （８１）指定国　ＥＰ（ＡＴ、ＢＥ、ＣＨ，ＤＥ。
ＤＫ、ＥＳ、ＦＲ，ＧＢ、ＧＲ，ＩＥ、ＩＴ、ＬＵ、ＭＣ，ＮＬ、ＰＴ、ＳＥ） 、０Ａ（ＢＦ、ＢＪ、ＣＦ、ＣＧ、　ＣＩ、　ＣＭ、　ＧＡ、　ＧＮ、　ＭＬ、 　ＭＲ，ＮＥ、　ＳＮ。
ＴＤ、　ＴＧ）、　ＡＴ、　ＡＵ、　ＢＢ、　ＢＧ、　ＢＲ，ＣＡ。
ＣＨ，ＤＥ、ＤＫ、ＥＳ、ＦＩ、ＧＢ、ＨＵ、ＪＰ、ＫＰ、ＫＲ，ＬＫ、ＬＵ、 ＭＧ、ＭＮ、ＭＷ、ＮＬ、Ｎ。
、ＰＬ、ＲＯ，ＲＵ、ＳＤ、ＳＥ、ＵＡ

Claims (97)

    【特許請求の範囲】
  1. １．放射線源によって放射線照射された、選択された被写体の放射線写真イメー ジを記録するための装置であって、 （ａ）支持体と、 （ｂ）前記支持体上に支持されて、選択された被写体の投影放射線写真イメージ を記録するための第一の放射線写真記録媒体と、（ｃ）前記第一の放射線写真記 録媒体との関係で一定の位置で且つ前記第一の放射線写真記録媒体との関係で選 択された方位を持って前記支持体に支持されて、投影放射線写真イメージを記録 するための第二の放射線写真記録媒体と、（ｄ）放射線不透過性基準リファレン スとを有し、前記放射線不透過性基準リファレンスの投影放射線写真イメージが 前記第二の放射線写真記録媒体上に記録されるようにするために、前記基準リフ ァレンスが、前記第一及び第二の放射線写真記録媒体との関係で一定の位置で前 記支持体に対して支持されている装置。
  2. ２．前記第一の放射線写真記録媒体が、放射線半透過性のものであり、前記放射 線源からの放射線が前記第一の放射線写真記録媒体を透過して前記第二の放射線 写真記録媒体に衝突することを可能にするべく、前記第一の放射線写真記録媒体 が、前記第二の放射線写真記録媒体との関係で位置決めされている、請求項１に 記載の装置。
  3. ３．前記第一の放射線写真記録媒体が、前記第二の放射線写真記録媒体とほぼ平 行に位置決めされている、請求項２に記載の装置。
  4. ４．前記放射線不透過性基準リファレンスが、第一の放射線写真記録媒体と第二 の放射線写真記録媒体との間に位置決めされている、請求項３に記載の装置。
  5. ５．前記第一の放射線写真記録媒体が、放射線半透過性のものであって、前記放 射線源からの放射線が前記第一の放射線写真記録媒体を透過して前記第二の放射 線写真記録媒体に衝突することを可能にするべく、前記第一の放射線写真記録媒 体が、前記第二の放射線写真記録媒体との関係で位置決めされており、前記第一 の放射線写真記録媒体が選択された被写体の第一の投影イメージを記録すること ができると共に前記第二の放射線写真記録媒体が前記放射線不透過性基準リファ レンスの投影イメージと前記選択された被写体の第二の投影イメージとを記録す ることができるようにするために、前記放射線不透過性基準リファレンスが、前 記第一の放射線写真記録媒体と前記第二の放射線写真記録媒体との間に位置決め されている、請求項１に記載の装置。
  6. ６．前記第一及び第二の放射線写真記録媒体の各々が、ＣＣＤ素子を含んでいる 、請求項５に記載の装置。
  7. ７．前記放射線不透過性基準リファレンスが、放射線不透過性グリッドを含んで いる、請求項５に記載の装置。
  8. ８．前記第一，第二の記録媒体及び放射線不透過性グリッドが互いにほぼ平行に 向けられている、請求項７に記載の装置。
  9. ９．前記第一及び第二の放射線写真記録媒体の各々が、ＣＣＤ素子を含んでいる 、請求項８に記載の装置。
  10. １０．前記基準リファレンス投影イメージが、前記基準リファレンスにおいて現 れる周波数パターンと比較して異なった周波数パターンを表示することができる ようにするために、前記基準リファレンスにおいて選択された周波数パターンを 表示するための周波数表示体を前記放射線不透過性基準リファレンスが含んでい る、請求項１に記載の装置。
  11. １１．前記周波数表示体が、放射線不透過性グリッドを含んでいる、請求項１０ に記載の装置。
  12. １２．前記放射性不透過性基準リファレンスが、前記基準リファレンスのところ に選択された周波数パターンを表示する周波数表示体を含み、それ故、前記基準 リファレンスの投影イメージが、前記基準リファレンスにおける選択された周波 数パターンとの関係で位相のずれを有する周波数パターンを表示することができ る、請求項１に記載の装置。
  13. １３．前記周波数表示体が、放射線不透過性グリッドを含んでいる、請求項１２ に記載の装置。
  14. １４．前記放射線不透過性基準リファレンスが、前記基準リファレンスの選択さ れた位置を表示するための変位表示体を含み、それ故、前記基準リファレンスの 投影イメージが、前記基準リファレンスの変位表示体の選択された位置との関係 で異なった位置への変位を表すことができる、請求項１に記載の装置。
  15. １５．前記放射性不透過性基準リファレンスが、前記基準リファレンスの選択さ れたサイズを表示する変位表示体を有し、それ故、前記基準リファレンス投影イ メージが、基準リファレンスの変位表示体の選択されたサイズと比校して異なっ たサイズを示すことができる、請求項１に記載の装置。
  16. １６．放射線源によって放射線が照射された選択された被写体の放射線写真イメ ージを記録する装置であって、 （ａ）支持体と、 （ｂ）前記支持体に対して支持されて、前記選択された被写体の第一の投影放射 線写真イメージを記録するための第一の放射線半透過性放射線写真記録媒体と、 （ｃ）前記支持体に対して支持されて、前記選択された被写体の第二の投影放射 線写真イメージを記録するための第二の放射線写真記録媒体であって、前記放射 線源からの放射線が前記第一の放射線写真記録媒体を透過して前記第二の放射線 写真記録媒体に衝突することを可能にするべく、前記第一の放射線写真記録媒体 との関係で一定の位置で且つ前記第一の放射線写真記録媒体との関係で選択され た方位を持って前記支持体に対して支持されている前記第二の放射線写真記録媒 体と、 （ｄ）放射線不透過性基準リファレンスとを有し、前記放射線不透過性基準リフ ァレンスの投影放射線写真イメージが前記第二の放射線写真記録媒体上に記録さ れるようにするために、前記基準リファレンスが、前記第一及び第二の放射線写 真記録媒体との間の一定の位置で前記支持体に対して支持され且つ前記基準レフ ァレンスの選択されたサイズ及び位置とを表示する表示体を有し、それ故、前記 第二の放射線写真記録媒体上に記録される基準リファレンス投影イメージが、前 記基準リファレンスの表示体選択されたサイズと異なったサイズと、前記基準リ ファレンスの表示体の選択された位置と異なった位置への変位を示すことができ る装置。
  17. １７．前記表示体が、前記基準リファレンスに選択された周波数パターンを表示 する周波数表示体を含み、それ故、前記第二の記録媒体上に記録される前記基準 リファレンスの投影イメージが、前記基準リファレンスに、選択された周波数パ ターンとの関係で相違した周波数パターンと、前記選択された周波数パターンと の関係での位相のずれとを示すことができる、請求項１６に記載の装置。
  18. １８．前記周波数表示体が、放射線不透過性グリッドを含んでいる、請求項１７ に記載の装置。
  19. １９．前記第一，第二の記録媒体及び放射線不透過性グリッドが互いにほぼ平行 に位置決めされている、請求項１８に記載の装置。
  20. ２０．前記第一及び第二の放射線写真記録媒体の各々が、ＣＣＤ素子を含んでい る、請求項１６に記載の装置。
  21. ２１．放射線源によって放射線照射された、選択された被写体の放射線写真イメ ージを記録するための装置であって、（ａ）前記選択された被写体の投影放射線 写真イメージを記録するための放射線写真記録媒体と、 （ｂ）前記選択された被写体の投影放射線写真イメージと共に放射線不透過性基 準リファレンスの投影イメージが前記記録媒体上に記録されることを可能にする べく、前記記録媒体と前記放射線源との間に位置している前記放射線不透過性基 準リファレンスと、 （ｃ）前記放射性不透過性基準リファレンスを前記記録媒体との関係で一定の位 置に保持するホルダーとを有する装置。
  22. ２２．前記記録媒体が、ＣＣＤ素子を含んでいる、請求項２１に記載の装置。
  23. ２３．前記ホルダーが、放射線半透過性のものである、請求項２２に記載の装置 。
  24. ２４．前記選択された被写体上に搭載された前記装置が、前記被写体との関係で 前記記録媒体及び前記放射線不透過性基準リファレンスを一定の位置に保持する ことを可能にする被写体搭載部を有している、請求項２１に記載の装置。
  25. ２５．前記被写体搭載部が、放射線半透過性のものである、請求項２４に記載の 装置。
  26. ２６．前記被写体搭載部が前記装置を前記選択された被写体上に搭載するのを可 能にし、それ故、前記被写体が前記放射線不透過性基準リファレンスと前記記録 媒体との間に位置決めされている、請求項２４に記載の装置。
  27. ２７．選択された被写体の複数の投影投影放射線写真イメージから、前記被写体 を介して、選択されたスライス位置で前記被写体のイメージを合成する方法であ って、 （ａ）前記被写体の放射線写真イメージを記録するための少なくとも一つの放射 線写真記録手段を用意し、 （ｂ）前記記録手段との関係で一定の位置に少なくとも一つの基準リファレンス を用意し、 （ｃ）前記記録手段と前記基準リファレンスとの関係で前記被写体を一定の位置 に保持し、 （ｄ）前記被写体と前記基準リファレンスとの投影放射線写真イメージが前記記 録手段上に記録されるごとを可能にするために前記被写体に放射線を照射する少 なくとも一つの放射線源を用意し、 （ｅ）前記放射線源と、前記被写体、前記基準リファレンス及び前記記録手段と の間の相対位置を変更し、 （ｆ）前記放射線源と、前記被写体，前記基準リファレンス及び前記記録手段と の間の異なった任意の相対位置で、前記被写体及び前記基準リファレンスの投影 放射線写真イメージを前記記録手段上に記録し、（ｇ）前記記録手段上に記録さ れた被写体及び基準リファレンスの選択された投影放射線写真イメージから、前 記被写体を介して、選択されたスライス位置で前記被写体のイメージを合成する 方法。
  28. ２８．前記放射線源と、前記被写体、前記基準リファレンス及び前記記録手段と の間の相対位置を変更する前記工程が、前記被写体、前記基準リファレンス及び 前記記録手段を前記放射線源に相対して移動させることを含んでいる、請求項２ ７に記載の方法。
  29. ２９．前記被写体、前記基準リファレンス及び前記記録手段を前記放射線源に相 対して移動させる前記工程が、 （ａ）放射線源を一定の位置に保持する工程と、（ｂ）前記被写体、前記基準リ ファレンス及び前記記録手段を前記放射線源に相対して移動させるためのコンベ アー上に前記被写体、前記基準リファレンス及び前記記録手段を配置する工程と を含んでいる、請求項２８に記載の方法。
  30. ３０．前記コンベアが、コンベアベルトを含んでいる、請求項２９に記載の方法 。
  31. ３１．前記コンベアが、回転ターンテーブルを含んでいる、請求項２９に記載の 方法。
  32. ３２．前記放射線源と、前記被写体、前記基準リファレンス及び前記記録手段と の間の相対位置を変更する前記工程が、前記放射線源を前記被写体、前記基準リ ファレンス及び前記記録手段に相対して移動させることを含んでいる、請求項２ ７に記載の方法。
  33. ３３．前記放射線源と、前記被写体、前記基準リファレンス及び前記記録手段と の間の相対位置を変更する前記工程が、前記相対位置を任意の方法で変更させる ことを含んでいる、請求項２７に記載の方法。
  34. ３４．前記放射線写真記録手段が、 （ａ）前記被写体の投影放射線写真イメージを記録するための第一の放射線写真 記録媒体と、 （ｂ）前記第一の放射線写真記録媒体との関係で一定の位置に且つ前記第一の記 録媒体に対して選択された方位をもつて維持されて、投影放射線写真イメージを 記録する第二の放射線写真記録媒体とを有し、前記放射線写真記録手段に都の関 係で一定の位置に保持された前記少なくとも一つの基準リファレンスを用意する 前記工程が、前記基準リファレンスの投影イメージが前記第二の放射線写真記録 媒体上に記録されることを可能にするべく、前記放射線不透過性基準リファレン スを前記第一及び第二の放射線写真記録媒体との関係で前記一定の位置に提供す る工程を含んでいる、請求項２７に記載の方法。
  35. ３５．前記第一の放射線写真記録媒体が、放射線半透過性のものであり且つ前記 放射線源からの放射線が前記第一の放射線写真記録媒体を透過して前記第二の放 射線写真記録媒体に衝突することを可能にするべく前記第二の放射線写真記録媒 体との関係で位置決めされている、請求項３４に記載の方法。
  36. ３６．前記第一の放射線写真記録媒体が、前記第二の放射線写真記録媒体とほぼ 平行に位置決めされている、請求項３５に記載の装置。
  37. ３７．前記放射線不透過性基準リファレンスが、前記第一の放射線写真記録媒体 と前記第ニの放射線写真記録媒体との間に位置決めされている、請求項３５に記 載の方法。
  38. ３８．前記第一の放射線写真記録媒体が、放射線半透過性のものであって、前記 放射線源からの放射線が前記第一の放射線写真記録媒体を透過して前記第二の放 射線写真記録媒体に衝突することを可能にするべく、前記第一の放射線写真記録 媒体が、前記第二の放射線写真記録媒体との関係で位置決めされており、前記第 一の放射線写真記録媒体が選択された被写体の第一の投影イメージを記録するこ とができると共に前記第二の放射線写真記録媒体が前記放射線不透過性基準リフ ァレンスの投影イメージと前記選択された被写体の第二の投影イメージとを記録 することができるようにするために、前記放射線不透過性基準リファレンスが、 前記第一の放射線写真記録媒体と前記第二の放射線写真記録媒体との間に位置決 めされている、請求項１に記載の方法。
  39. ３９．前記第一及び第二の放射線写真記録媒体の各々が、ＣＣＤ素子を含んでい る、請求項３８に記載の方法。
  40. ４０．前記放射線不透過性基準リファレンスが、放射線不透過性グリッドを含ん でいる、請求項３８に記載の方法。
  41. ４１．前記第一及び第二の記録媒体と前記放射線不透過性基準リファレンスが互 いにほぼ平行に向けられている、請求項４０に記載の方法。
  42. ４２．前記放射線不透過性基準リファレンスが選択された周波数パターンを表す 周波数表示体を有し、それ故、前記基準リファレンスの投影イメージが基準リフ ァレンスにおける周波数パターンと比較して異なった周波数パターンを表すこと ができる、請求項３４に記載の方法。
  43. ４３．前記周波数表示体が、放射線不透過性グリッドを含んでいる、請求項４２ に記載の方法。
  44. ４４．前記放射性不透過性基準リファレンスが、前記基準リファレンスのところ に選択された周波数パターンを表示する周波数表示体を含み、それ故、前記基準 リファレンスの投影イメージが、前記基準リファレンスにおける選択された周波 数パターンとの関係で位相のずれを有する周波数パターンを表示することができ る、請求項３４に記載の方法。
  45. ４５．前記周波数表示体が、放射線不透過性グリッドを含んでいる、請求項４４ に記載の方法。
  46. ４６．前記放射線不透過性基準リファレンスが、前記基準リファレンスの選択さ れた位置を表示するための変位表示体を含み、それ故、前記基準リファレンスの 投影イメージが、前記基準リファレンスの変位表示体の選択された位置との関係 で異なった位置への変位を表示することができる、請求項３４に記載の方法。
  47. ４７．前記放射性不透過性基準リファレンスが、前記基準リファレンスの選択さ れたサイズを表示する変位表示体を有し、それ故、前記基準リファレンスの投影 イメージが、基準リファレンスの変位表示体の選択されたサイズと比較して異な ったサイズを示すことができる、請求項３４に記載の方法。
  48. ４８．前記放射線写真記録手段が、ＣＣＤ素子を含んでいる、請求項２７に記載 の方法。
  49. ４９．被写体を介して、選択されたスライス位置で被写体のイメージを合成する 前記工程が、 （ａ）選択されたスライスにおいてイメージを合成するために、前記記録手段上 に記録された被写体と基準リファレンスのイメージの各投影を選択する工程と、 （ｂ）各選択された投影のため、前記記録手段における平面において基準リファ レンスの投影イメージの位置を決定する工程と、（ｃ）前記記録手段の平面にお いてリファレンス位置を選択する工程と、（ｄ）各選択された投影のために、選 択されたリファレンス位置からの基準リファレンスの各投影の距離と軌跡とを決 定する工程と、（ｅ）各選択された投影のため基準リファレンスの投影イメージ が、基準リファレンスを介して予め決定されたスライス位置のための選択された レファレンス位置に対応するよう、各選択された投影のためにスライス位置にお ける基準リファレンス投影イメージの各位置を決定する工程と、（ｆ）各選択さ れた投影のために前記記録手段上に記録された基準リファレンスの投影イメージ が選択されたスライス位置における各位置に移動するよう、各選択された投影の ために、前記記録手段上に記録された被写体と基準リファレンスの投影イメージ をシフトさせる工程とを含んでいる、請求項２７に記載の方法。
  50. ５０．選択されたスライス位置にシフトされた被写体と基準リファレンスの投影 イメージを空間平均化させる工程を含んでいる、請求項４９に記載の方法。
  51. ５１．空間平均化されたイメージをフィルタリングする工程を含んでいる、請求 項５０に記載の方法。
  52. ５２．記録装置の平面におけるレファレンス位置が、選択された投影のために記 録手段上に記録された基準リファレンスの投影イメージの重心として選択されて いる、請求項４９に記載の方法。
  53. ５３．各選択された投影のために記録手段上に記録された基準リファレンスの投 影イメージ倍率を決定する工程を含んでいる、請求項４９に記載の方法。
  54. ５４．倍率が、記録手段上に記録された基準リファレンスの投影イメージのサイ ズを基準リファレンスの実際のサイズとの関係で比校することにより決定される 、請求項５３に記載の方法。
  55. ５５．前記基準リファレンスが、選択された周波数パターンを表示する周波数表 示体を有し、それ故、記録手段上に記録された基準リファレンスの投影イメージ が、基準リファレンスに現れているその周波数パターンと比校して相違した周波 数パターンを表示することができ、倍率が、前記記録手段上に記録された基準リ ファレンスの投影イメージによって表される周波数パターンを基準レファレンス において表されている周波数パターンと比校することによって決定される、請求 項５３に記載の方法。
  56. ５６．前記周波数表示体が、放射線不透過性グリッドを含んでいる、請求項５５ に記載の方法。
  57. ５７．記録手段上に記録された基準リファレンスの投影イメージの決定された倍 率に基づいて、選択されたスライス位置で、基準リファレンスの投影イメージの 相対的倍率を各選択された投影のために決定する工程を含んでいる、請求項５３ に記載の方法。
  58. ５８．決定された相対的倍率に基づいて、選択されたスライス位置において被写 体の投影イメージの倍率を、各選択された投影のために調整する工程を含んでい る、請求項５７に記載の方法。
  59. ５９．記録手段上に記録された基準リファレンスの投影イメージの決定された倍 率に基づいて、選択されたスライス位置において基準リファレンスの投影イメー ジの相対的変位を、各選択された投影のために決定する工程を含んでいる、請求 項５３に記載の方法。
  60. ６０．決定された相対的変位に基づいて、選択されたスライス位置において被写 体の投影イメージの変位を、各選択された投影のために調整する工程を含んでい る、請求項５９に記載の方法。
  61. ６１．選択された被写体の複数の投影放射線写真イメージから、被写体を介して の選択されたスライス位置において被写体のイメージを合成するシステムであっ て、 （ａ）選択された被写体の放射線写真イメージを記録するための少なくとも一つ の放射線写真記録手段と、 （ｂ）前記記録手段との関係で一定の位置に保持されている少なくとも一つの基 準リファレンスと、 （ｃ）被写体との関係で前記記録手段と前記基準リファレンスとを一定の位置に 保持する位置決め手段と、 （ｄ）被写体に放射線を照射して被写体の投影イメージと基準リファレンスの投 影イメージを前記記録手段上に記録させるための少なくとも一つの放射線源と、 （ｅ）被写体と基準リファレンスの投影放射線写真イメージが、放射線源と、被 写体、基準リファレンス及び記録手段との間の異なった任意の相対的位置におい て記録手段上に記録されるようにするために、放射線源と、被写体、基準リファ レンス及び記録手段と間の相対的位置を変更する位置変更手段と、（ｆ）記録手 段上に記録された被写体と基準リファレンスの投影放射線写真イメージの選択さ れた投影から、被写体を介しての選択されたスライス位置で被写体のイメージを 合成するためのイメージシンセサイザーとを有しているシステム。
  62. ６２．前記位置変更手段が、被写体、基準リファレンス及び記録手段を放射線源 に相対して移動させるようになっている、請求項６１に記載のシステム。
  63. ６３．前記位置変更手段が、コンベアベルトを含んでいる、請求項６２に記載の システム。
  64. ６４．前記位置変更手段が、回転ターンテーブルを含んでいる、請求項６２に記 載のシステム。
  65. ６５．前記位置変更手段が、任意に相対的位置を変更するようになっている、請 求項６１に記載のシステム。
  66. ６６．前記放射線写真記録手段が、 （ａ）選択された被写体の投影放射線写真イメージを記録するための第一の放射 線写真記録媒体と、 （ｂ）前記第一の放射線写真記録媒体との関係で一定の位置に且つ前記第一の放 射線写真記録媒体との関係で選択された方位を持って保持された第二の放射線写 真記録媒体とを有し、前記基準リファレンスの投影イメージが前記第二の放射線 写真記録媒体上に記録されるようにするべく、前記基準リファレンスが前記第一 及び第二の放射線写真記録媒体との関係で一定の位置に維持されている、請求項 ６１に記載のシステム。
  67. ６７．前記第一の放射線写真記録媒体が、放射線半透過性のものであり且つ前記 放射線源からの放射線が前記第一の放射線写真記録媒体を透過して前記第二の放 射線写真記録媒体に衝突することを可能にするべく前記第二の放射線写真記録媒 体との関係で位置決めされ、前記第一の放射線写真記録媒体が被写体の第一の投 影イメージを記録し前記第二の放射線写真記録媒体が前記基準リファレンスの投 影イメージと前記被写体の第二の投影イメージとを記録することができるように するために、前記放射線不透過性基準リファレンスが、前記第一の放射線写真記 録媒体と前記第二の放射線記録媒体との間に位置決めされている、請求項６６に 記載のシステム。
  68. ６８．前記第一及び第二の放射線写真記録媒体の各々が、ＣＣＤ素子を含んでい る、請求項６７に記載のシステム。
  69. ６９．前記放射線不透過性基準リファレンスが、放射線不透過性グリッドを含み 、前記第一及び第二の記録媒体と前記放射線不透過性グリッドが互いにほぼ平行 に向けられている、請求項６７に記載のシステム。
  70. ７０．前記放射線不透過性基準リファレンスが選択された周波数パターンを表わ す周波数表示体を有し、それ故、前記基準リファレンスの投影イメージが基準リ ファレンスにおける周波数パターンと比較して異なった周波数パターンを表すこ とができる、請求項６６に記載のシステム。
  71. ７１．前記放射性不透過性基準リファレンスが、前記基準リファレンスのところ に選択された周波数パターンを表示する周波数表示体を含み、それ故、前記基準 リファレンスの投影イメージが、前記基準リファレンスにおける選択された周波 数パターンとの関係で位相のずれを有する周波数パターンを表示することができ る、請求項６６に記載のシステム。
  72. ７２．前記放射線不透過性基準リファレンスが、前記基準リファレンスの選択さ れた位置を表示するための変位表示体を含み、それ故、前記基準リファレンスの 投影イメージが、前記基準リファレンスの変位表示体の選択された位置との関係 で異なった位置への変位を表示することができる、請求項６６に記載のシステム 。
  73. ７３．前記放射性不透過性基準リファレンスが、前記基準リファレンスの選択さ れたサイズを表示する変位表示体を有し、それ故、前記基準リファレンスの投影 イメージが、基準リファレンスの変位表示体の選択されたサイズと比較して異な ったサイズを示すことができる、請求項６６に記載のシステム。
  74. ７４．前記イメージシンセサイザーが、（ａ）記録媒体上に記録された被写体と 基準リファレンスの投影イメージの各選択された投影のために記録手段における 平面で基準リファレンスの投影イメージの位置を決定するための手段と、 （ｂ）記録手段の平面においてリファレンス位置を選択するための手段と、（ｃ ）選択されたリファレンス位置からの基準リファレンスの各投影イメージの距離 と進路とを各選択された投影のために決定するための手段と、（ｄ）各選択され た投影のための基準リファレンスの投影イメージの位置が、基準リファレンスを 介しての予め定められたスライス位置のための選択されたレファレンス位置と対 応するよう、選択されたスライス位置における基準リファレンスの投影イメージ の各位置を各選択された投影のために決定するための手段と、（ｅ）各選択され た投影のために記録手段上に記録された基準リファレンスの投影イメージが、選 択されたスライス位置におけるその各位置へ移動するよう、前記記録手段上に記 録された被写体と基準リファレンスの投影イメージを各選択されて投影のために 、選択されたスライス位置へシフトするための手段とを有する、請求項６１に記 載のシステム。
  75. ７５．選択されたスライス位置へシフトされた被写体と基準リファレンスの投影 イメージを空間平均化させるための手段を含んでいる、請求項７４に記載のシス テム。
  76. ７６．記録手段の平面におけるレファレンス位置が、選択された投影のために記 録手段上に記録された基準リファレンスの投影イメージの重心として選択されて いる、請求項７４に記載のシステム。
  77. ７７．各選択された投影のために記録手段上に記録された基準リファレンスの投 影イメージ倍率を決定するための手段を含んでいる、請求項４９に記載のシステ ム。
  78. ７８．倍率が、記録手段上に記録された基準リファレンスの投影イメージのサイ ズを基準リファレンスの実際のサイズとの関係で比較することにより決定される 、請求項７７に記載のシステム。
  79. ７９．前記基準リファレンスが、選択された周波数パターンを表示する周波数表 示体を有し、それ故、記録手段上に記録された基準リファレンスの投影イメージ が、基準リファレンスに現れているその周波数パターンと比較して相違した周波 数パターンを表示することができ、倍率が、前記記録手段上に記録された基準リ ファレンスの投影イメージによって表される周波数パターンを基準レファレンス において表されている周波数パターンと比較することによって決定される、請求 項７７に記載のシステム。
  80. ８０．前記周波数表示体が、放射線不透過性グリッドを含んでいる、請求項７９ に記載のシステム。
  81. ８１．記録手段上に記録された基準リファレンスの投影イメージの決定された倍 率に基づいて、選択されたスライス位置で、基準リファレンスの投影イメージの 相対的倍率を各選択された投影のために決定する手段を含んでいる、請求項７７ に記載のシステム。
  82. ８２．決定された相対的倍率に基づいて、選択されたスライス位置において被写 体の投影イメージの倍率を、調整するための手段を含んでいる、請求項８１に記 載のシステム。
  83. ８３．記録手段上に記録された基準リファレンスの投影イメージの決定された倍 率に基づいて、選択されたスライス位置において基準リファレンスの投影イメー ジの相対的変位を、各選択された投影のために決定する手段を含んでいる、請求 項７７に記載のシステム。
  84. ８４．決定された相対的変位に基づいて、選択されたスライス位置において被写 体の投影イメージの変位を、各選択された投影のために調整する手段を含んでい る、請求項８３に記載のシステム。
  85. ８５．選択された被写体の複数の投影イメージをトモシンセシスするための装置 であって、 （ａ）選択された被写体との関係で一定の位置に配置可能で、複数の投影イメー ジを検出するためのイメージディテクタと、（ｂ）被写体との関係で一定の位置 に配置可能で、前記イメージディテタ上に複数の投影リファレンスイメージを作 り出して、前記イメージディテクタ上に検出されたレファレンスと被写体の複合 イメージを作り出すための基準レファレンスと、 （ｃ）前記イメージディテクタ上で検出された前記複合イメージのリファレンス イメージの位置とサイズに関係するパラメーターを比較してイメージ翻訳データ ーを作り、前記複合イメージと前記イメージ翻訳データーとからトモシンセテッ クスライスを再構成するためのイメージシンセサイザーとを有する装置。
  86. ８６．前記基準リファレンスが、金属製ビーズを含んでいる、請求項８５に記載 の装置。
  87. ８７．前記イメージディテクタが、ＣＣＤ素子を含んでいる、請求項８５に記載 の装置。
  88. ８８．前記イメージディテクタが、前記複数の投影被写体イメージ記録する第一 のイメージ検出媒体と、前記第一のイメージ検出媒体との関係で一定の位置で且 つ選択された方位アングルを持って支持されて前記複合イメージを記録するため の第二のイメージ検出媒体とを有する、請求項８５に記載の装置。
  89. ８９．前記基準リファレンスが、前記第一のイメージ検出媒体と前記第二のイメ ージ検出媒体との間に位置決めされている、請求項８８に記載の装置。
  90. ９０．前記基準リファレンスが、前記投影複合イメージ内にレファレンス周波数 パターンを提供するレファレンス周波数パターン表示体を有し、それ故、前記第 二のイメージ検出媒体によって受け取られた投影複合イメージ異なった周波数パ ターンと、前記レファレンス周波数パターンに対する位相のずれを表示する、請 求項８９に記載の装置。
  91. ９１．上記イメージディテクタ上で検出された前記複合イメージのリファレンス イメージの位置及びサイズに関連するパラメーターが前記異なった周波数パター ンと、前記己リファレンス周波数パターンに対する前記位相のずれとを含んでい る、請求項９０に記載の装置。
  92. ９２．前記リファレンス周波数パターン表示体が、グリッドを含んでいる、請求 項９０に記載の装置。
  93. ９３．選択された被写体を介しての選択されたスライス位置において被写体の断 層写真イメージを合成するためのシステムであって、（ａ）被写体との関係で一 定の位置に維持された基準リファレンスと、（ｂ）被写体のイメージと基準リフ ァレンスのレファレンスイメージとを含む複合イメージを投影させるためのイメ ージプロテクタと、（ｃ）被写体との関係で一定の位置に配置され、イメージプ ロテクタによって作られる前記度合イメージを検出するためのイメージディテク タと、（ｄ）前記イメージディテクタ上で検出された前記複合イメージのリファ レンスイメージの位置とサイズに関係するパラメーターを比校してイメージ翻訳 データーを作り、前記複合イメージと前記イメージ翻訳データーとから断層写真 イメージを再構成するためのイメージシンセサイザーとを有するシステム。
  94. ９４．上記イメージディテクタ上で検出された前記複合イメージのリファレンス イメージの位置及びサイズに関連するパラメーターが前記異なった周波数パター ンと、前記リファレンス周波数パターンに対する前記位相のずれとを含んでいる 、請求項９３に記載のシステム。
  95. ９５．前記イメージプロテクタが、放射線源を含んでいる、請求項９３に記載の システム。
  96. ９６．選択された被写体の投影イメージトモシンセシスするための方法であって 、 （ａ）被写体にとの関係で基準リファレンスを一定の位置に位置決めし、（ｂ） 被写体の投影イメージと基準リファレンスのイメージとを含む複合イメージを投 影し、 （ｃ）複合イメージデータを作り出すために被写体との関係で一定の位置に投影 複合イメージを検出し、 （ｄ）前記イメージディテクタ上で検出された前記複合イメージのリファレンス イメージの位置とサイズに関係するパラメーターを比校してイメージ翻訳データ ーを作り、 （ｅ）前記複合イメージと前記イメージ翻訳データーからトモシンセテックスラ イスを再構成するための方法。
  97. ９７．選択された被写体の投影イメージトモシンセシスするための方法であって 、 （ａ）被写体にとの関係で基準リファレンスを一定の位置に位置決めし、（ｂ） 被写体の投影イメージと基準リファレンスのイメージとを含む複合イメージを投 影し、 （ｃ）複合イメージデータを作り出すために被写体との関係で一定の位置に投影 複合イメージを検出し、 （ｄ）前記イメージディテクタ上で検出された前記複合イメージのリファレンス イメージの位置とサイズに関係するパラメーターを比較してイメージ翻訳データ ーを作り、 （ｅ）前記複合イメージと前記イメージ翻訳データーからトモシンセテックスラ イスを再構成するための方法。
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Cited By (4)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2002505437A (ja) * 1998-03-05 2002-02-19 ウェイク フォレスト ユニバーシティ 断層合成コンピュータトモグラフィを使用する３次元画像生成の方法と装置
JP2005066343A (ja) * 2003-08-22 2005-03-17 Ge Medical Systems Global Technology Co Llc 非対称ジオメトリを用いる放射線トモシンセシスの画像収集
JP2012231901A (ja) * 2011-04-28 2012-11-29 Fujifilm Corp 画像生成装置、放射線画像撮影システム、画像生成プログラム、及び画像生成方法
CN112804945A (zh) * 2018-09-14 2021-05-14 普兰梅德有限公司 数字化乳房断层合成成像装置的自校准过程

Families Citing this family (110)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US5359637A (en) * 1992-04-28 1994-10-25 Wake Forest University Self-calibrated tomosynthetic, radiographic-imaging system, method, and device
DE4414689C2 (de) * 1994-04-26 1996-08-29 Siemens Ag Röntgendiagnostikeinrichtung
EP0741994A1 (de) * 1995-05-11 1996-11-13 TRUPPE, Michael, Dr. Verfahren zur Darstellung des Kiefers
DE19619913C2 (de) * 1996-05-17 2001-03-15 Sirona Dental Systems Gmbh Röntgendiagnostikgerät für Tomosynthese
DE19619925C2 (de) * 1996-05-17 1999-09-09 Sirona Dental Systems Gmbh Röntgendiagnostikgerät für Tomosynthese
DE19619915A1 (de) * 1996-05-17 1997-11-20 Siemens Ag Verfahren zur Erstellung von Tomosyntheseaufnahmen
DE19619924A1 (de) * 1996-05-17 1997-11-20 Siemens Ag Verfahren zur Erstellung von Tomosyntheseaufnahmen
EP0932363B1 (en) * 1996-07-23 2010-09-15 The General Hospital Corporation Tomosynthesis system for breast imaging
SE9700117D0 (sv) * 1997-01-17 1997-01-17 Siemens Elema Ab Ett förfarande för modifiering av minst en beräkningsalgoritm vid ett biopsisystem samt ett biopsisystem
DE19716519A1 (de) * 1997-04-03 1999-06-17 Rainer Herzog Röntgenaufnahmesystem mit automatischer Entzerrung durch Referenzkörper
US5994713A (en) * 1997-06-25 1999-11-30 Quantum Imaging Corp. Filmless photon imaging apparatus
FI118588B (fi) * 1998-01-23 2008-01-15 Palodex Group Oy Menetelmä pään ja kaulan alueen röntgenkuvaamiseksi
FR2780183B1 (fr) * 1998-06-19 2000-07-28 Commissariat Energie Atomique Procede d'amelioration du rapport signal/bruit de l'image d'un objet en mouvement
DE19827788C2 (de) * 1998-06-23 2003-08-28 Dieter Dirksen Vorrichtung und Verfahren zur dreidimensionalen Erfassung charakteristischer Messpunkte des Zahnbogens
US6081577A (en) * 1998-07-24 2000-06-27 Wake Forest University Method and system for creating task-dependent three-dimensional images
FI105448B (fi) * 1999-03-18 2000-08-31 Instrumentarium Oy Menetelmä ja laitteisto pään ja kaulan alueen röntgenkuvaamiseksi
AU3897700A (en) * 1999-03-19 2000-10-09 Stonecraft, Llc Polymer-cement composites and methods of making same
DE19912854A1 (de) * 1999-03-22 2000-10-05 Sirona Dental Systems Gmbh Verfahren zur Korrektur des Vergrößerungsfaktors bei digitalen Röntgenaufnahmen
AU2344800A (en) 1999-08-16 2001-03-13 Super Dimension Ltd. Method and system for displaying cross-sectional images of body
US7236622B2 (en) * 1999-08-25 2007-06-26 Eastman Kodak Company Method for forming a depth image
WO2001027877A1 (de) * 1999-10-14 2001-04-19 Centrum für Dentale Innovationen GmbH Schichtbildverfahren und gerät
US6960020B2 (en) * 2001-08-31 2005-11-01 Analogic Corporation Image positioning method and system for tomosynthesis in a digital X-ray radiography system
US6671349B1 (en) 2000-11-13 2003-12-30 Olganix Corporation Tomosynthesis system and registration method
US6483890B1 (en) * 2000-12-01 2002-11-19 Koninklijke Philips Electronics, N.V. Digital x-ray imaging apparatus with a multiple position irradiation source and improved spatial resolution
US6748046B2 (en) * 2000-12-06 2004-06-08 Teradyne, Inc. Off-center tomosynthesis
US6643536B2 (en) * 2000-12-29 2003-11-04 Ge Medical Systems Global Technology Company, Llc System and method for synchronization of the acquisition of images with the cardiac cycle for dual energy imaging
FR2822273B1 (fr) 2001-03-13 2003-07-11 Ge Med Sys Global Tech Co Llc Procede d'etalonnage pour la reconstruction de modelisations tri-dimensionnelles a partir d'images obtenues par tomographie
FR2823057B1 (fr) * 2001-03-28 2003-07-04 Ge Med Sys Global Tech Co Llc Procede de determination de facteur de grandissement d'une image radiographique notamment vasculaire
US6978040B2 (en) * 2001-12-19 2005-12-20 Canon Kabushiki Kaisha Optical recovery of radiographic geometry
EP1487333B1 (en) * 2002-03-14 2020-07-01 Netkisr Inc. System and method for analyzing and displaying computed tomography data
US20030228044A1 (en) * 2002-06-05 2003-12-11 Canon Kabushiki Kaisha Radiographic marker location
US7616801B2 (en) 2002-11-27 2009-11-10 Hologic, Inc. Image handling and display in x-ray mammography and tomosynthesis
US8571289B2 (en) 2002-11-27 2013-10-29 Hologic, Inc. System and method for generating a 2D image from a tomosynthesis data set
US10638994B2 (en) 2002-11-27 2020-05-05 Hologic, Inc. X-ray mammography with tomosynthesis
US7577282B2 (en) 2002-11-27 2009-08-18 Hologic, Inc. Image handling and display in X-ray mammography and tomosynthesis
WO2006058160A2 (en) 2004-11-26 2006-06-01 Hologic, Inc. Integrated multi-mode mammography/tomosynthesis x-ray system and method
US8565372B2 (en) 2003-11-26 2013-10-22 Hologic, Inc System and method for low dose tomosynthesis
US7123684B2 (en) 2002-11-27 2006-10-17 Hologic, Inc. Full field mammography with tissue exposure control, tomosynthesis, and dynamic field of view processing
US6893156B2 (en) * 2003-01-17 2005-05-17 Steris Inc. Pad assembly adapted for receiving an x-ray cassette and method of using the same
US7104689B2 (en) * 2003-01-22 2006-09-12 Instrumentarium Corporation Positioning device and method in X-ray imaging systems
US7433507B2 (en) * 2003-07-03 2008-10-07 Ge Medical Systems Global Technology Co. Imaging chain for digital tomosynthesis on a flat panel detector
US8768026B2 (en) 2003-11-26 2014-07-01 Hologic, Inc. X-ray imaging with x-ray markers that provide adjunct information but preserve image quality
BE1015916A3 (nl) * 2004-02-25 2005-11-08 Clerck Rene De Werkwijze en markeerelement voor het bepalen van de positie van een dentaal implantaat.
US7311440B2 (en) * 2004-03-31 2007-12-25 Cyber Medical Imaging, Inc. Anatomically conforming intraoral dental radiographic sensor
US7662082B2 (en) 2004-11-05 2010-02-16 Theragenics Corporation Expandable brachytherapy device
EP1815388B1 (en) 2004-11-15 2013-03-06 Hologic, Inc. Matching geometry generation and display of mammograms and tomosynthesis images
FI20055168A0 (fi) * 2005-04-13 2005-04-13 Gen Electric Tomografiamenetelmä
GB2427339A (en) * 2005-06-15 2006-12-20 Stereo Scan Systems Ltd X-ray stereoscopic screening apparatus
US7298816B2 (en) * 2005-08-02 2007-11-20 The General Hospital Corporation Tomography system
US7245694B2 (en) * 2005-08-15 2007-07-17 Hologic, Inc. X-ray mammography/tomosynthesis of patient's breast
JP2009512502A (ja) * 2005-10-19 2009-03-26 ザ・ゼネラル・ホスピタル・コーポレーション 画像化システム及び関連する技術
US7465268B2 (en) 2005-11-18 2008-12-16 Senorx, Inc. Methods for asymmetrical irradiation of a body cavity
US8532745B2 (en) 2006-02-15 2013-09-10 Hologic, Inc. Breast biopsy and needle localization using tomosynthesis systems
DE102006024413A1 (de) * 2006-05-24 2007-11-29 Siemens Ag Verfahren und Einrichtung zum Erzeugen eines tomosynthetischen 3D-Röntgenbildes
US7777943B2 (en) * 2007-03-01 2010-08-17 American Museum Of Natural History Astrometry and photometry with coronagraphs
US7630533B2 (en) 2007-09-20 2009-12-08 Hologic, Inc. Breast tomosynthesis with display of highlighted suspected calcifications
EP2297673B1 (en) 2008-06-03 2020-04-22 Covidien LP Feature-based registration method
US8218847B2 (en) 2008-06-06 2012-07-10 Superdimension, Ltd. Hybrid registration method
US7991106B2 (en) 2008-08-29 2011-08-02 Hologic, Inc. Multi-mode tomosynthesis/mammography gain calibration and image correction using gain map information from selected projection angles
AU2009289574B2 (en) 2008-09-04 2015-06-18 Hologic, Inc. Integrated multi-mode mammography/tomosynthesis x-ray system and method
US9579524B2 (en) 2009-02-11 2017-02-28 Hologic, Inc. Flexible multi-lumen brachytherapy device
US9248311B2 (en) 2009-02-11 2016-02-02 Hologic, Inc. System and method for modifying a flexibility of a brachythereapy catheter
US8170320B2 (en) * 2009-03-03 2012-05-01 Hologic, Inc. Mammography/tomosynthesis systems and methods automatically deriving breast characteristics from breast x-ray images and automatically adjusting image processing parameters accordingly
DE102009017905A1 (de) * 2009-04-17 2010-11-04 Johannes Gutenberg-Universität Mainz Haltevorrichtung, Aufbisselement und System für die intraorale Radiographie
WO2010122923A1 (ja) * 2009-04-21 2010-10-28 株式会社ニックス 口腔内ｘ線撮影補助装具および口腔内ｘ線撮影システム
US10207126B2 (en) 2009-05-11 2019-02-19 Cytyc Corporation Lumen visualization and identification system for multi-lumen balloon catheter
CN102481146B (zh) 2009-10-08 2016-08-17 霍罗吉克公司 乳房的穿刺活检系统及其使用方法
US9082036B2 (en) 2009-11-25 2015-07-14 Dental Imaging Technologies Corporation Method for accurate sub-pixel localization of markers on X-ray images
US9826942B2 (en) 2009-11-25 2017-11-28 Dental Imaging Technologies Corporation Correcting and reconstructing x-ray images using patient motion vectors extracted from marker positions in x-ray images
US9082177B2 (en) 2009-11-25 2015-07-14 Dental Imaging Technologies Corporation Method for tracking X-ray markers in serial CT projection images
US9082182B2 (en) 2009-11-25 2015-07-14 Dental Imaging Technologies Corporation Extracting patient motion vectors from marker positions in x-ray images
US10069668B2 (en) * 2009-12-31 2018-09-04 Mediguide Ltd. Compensation of motion in a moving organ using an internal position reference sensor
WO2011092594A2 (en) 2010-02-01 2011-08-04 Superdimension, Ltd. Region-growing algorithm
US9352172B2 (en) 2010-09-30 2016-05-31 Hologic, Inc. Using a guide member to facilitate brachytherapy device swap
EP2624761B1 (en) 2010-10-05 2021-07-14 Hologic, Inc. Upright x-ray breast imaging with a ct mode, multiple tomosynthesis modes, and a mammography mode
US20120115107A1 (en) * 2010-11-04 2012-05-10 Adams Bruce W System and method for automated manufacturing of dental orthotics
WO2012071429A1 (en) 2010-11-26 2012-05-31 Hologic, Inc. User interface for medical image review workstation
US10342992B2 (en) 2011-01-06 2019-07-09 Hologic, Inc. Orienting a brachytherapy applicator
AU2012225398B2 (en) 2011-03-08 2017-02-02 Hologic, Inc. System and method for dual energy and/or contrast enhanced breast imaging for screening, diagnosis and biopsy
EP2587450B1 (en) * 2011-10-27 2016-08-31 Nordson Corporation Method and apparatus for generating a three-dimensional model of a region of interest using an imaging system
JP2014534042A (ja) 2011-11-27 2014-12-18 ホロジック, インコーポレイテッドHologic, Inc. マンモグラフィーおよび／またはトモシンセシス画像データを使用して２ｄ画像を生成するためのシステムおよび方法
JP6240097B2 (ja) 2012-02-13 2017-11-29 ホロジック インコーポレイティッド 合成画像データを使用してトモシンセシススタックをナビゲートする方法
US9241682B2 (en) * 2013-03-12 2016-01-26 Depuy Synthes Products, Inc Apparatus and method for calibrating an x-ray image of a knee of a patient
AU2014233687B2 (en) 2013-03-15 2018-12-06 Hologic, Inc. Tomosynthesis-guided biopsy in prone
KR102264462B1 (ko) 2013-10-09 2021-06-15 홀로직, 인크. 편평화된 유방의 두께 방향을 포함하는 공간 해상도를 향상시키는 x선 유방 영상합성
ES2878599T3 (es) 2014-02-28 2021-11-19 Hologic Inc Sistema y método para generar y visualizar bloques de imagen de tomosíntesis
AU2015343319B2 (en) 2014-11-07 2020-07-23 Hologic, Inc. Pivoting paddle apparatus for mammography/tomosynthesis x-ray system
US9872663B2 (en) * 2015-02-04 2018-01-23 Dentsply Sirona Inc. Methods, systems, apparatuses, and computer programs for removing marker artifact contribution from a tomosynthesis dataset
US10143532B2 (en) 2015-02-11 2018-12-04 Cmt Medical Technologies Ltd. Tomographic scan
WO2016134093A1 (en) * 2015-02-19 2016-08-25 Metritrack, Inc. System and method for positional registration of medical image data
US10163262B2 (en) 2015-06-19 2018-12-25 Covidien Lp Systems and methods for navigating through airways in a virtual bronchoscopy view
JP7085492B2 (ja) 2016-04-22 2022-06-16 ホロジック，インコーポレイテッド アドレス指定可能なアレイを使用する偏移焦点ｘ線システムを用いるトモシンセシス
US10682113B2 (en) * 2016-09-14 2020-06-16 Carestream Health, Inc. Self-calibrating device for X-ray imaging scanners
CN110113997B (zh) 2016-11-08 2024-01-23 豪洛捷公司 使用弯曲的压缩元件进行成像
JP7174710B2 (ja) 2017-03-30 2022-11-17 ホロジック， インコーポレイテッド 合成乳房組織画像を生成するための標的オブジェクト増強のためのシステムおよび方法
CN110621231B (zh) 2017-03-30 2024-02-23 豪洛捷公司 用于分层次多级特征图像合成和表示的系统以及方法
WO2018183549A1 (en) 2017-03-30 2018-10-04 Hologic, Inc. System and method for synthesizing low-dimensional image data from high-dimensional image data using an object grid enhancement
US11432781B2 (en) 2017-05-03 2022-09-06 3Dio, Inc. Three dimensional x-ray imaging system
EP3641635A4 (en) 2017-06-20 2021-04-07 Hologic, Inc. DYNAMIC SELF-LEARNING MEDICAL IMAGING PROCESS AND SYSTEM
WO2019033022A1 (en) 2017-08-11 2019-02-14 Hologic, Inc. BREAST COMPRESSION PLATE COMPRISING AN INFLATABLE ENVELOPE
WO2019033029A1 (en) 2017-08-11 2019-02-14 Hologic, Inc. BREAST COMPRESSION PLATE WITH ACCESS CORNERS
US11707244B2 (en) 2017-08-16 2023-07-25 Hologic, Inc. Techniques for breast imaging patient motion artifact compensation
EP3449835B1 (en) 2017-08-22 2023-01-11 Hologic, Inc. Computed tomography system and method for imaging multiple anatomical targets
US10743822B2 (en) * 2018-06-29 2020-08-18 Carestream Health, Inc. Fiducial marker for geometric calibration of bed-side mobile tomosynthesis system
US11090017B2 (en) 2018-09-13 2021-08-17 Hologic, Inc. Generating synthesized projection images for 3D breast tomosynthesis or multi-mode x-ray breast imaging
US11172908B2 (en) * 2019-07-30 2021-11-16 GE Precision Healthcare LLC Method and systems for correcting x-ray detector tilt in x-ray imaging
EP3832689A3 (en) 2019-12-05 2021-08-11 Hologic, Inc. Systems and methods for improved x-ray tube life
JP2023511416A (ja) 2020-01-24 2023-03-17 ホロジック， インコーポレイテッド 水平に変位可能な発泡体乳房圧迫パドル
US11471118B2 (en) 2020-03-27 2022-10-18 Hologic, Inc. System and method for tracking x-ray tube focal spot position
US11786191B2 (en) 2021-05-17 2023-10-17 Hologic, Inc. Contrast-enhanced tomosynthesis with a copper filter

Family Cites Families (7)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
DE2810608A1 (de) * 1978-03-11 1979-09-20 Philips Patentverwaltung Verfahren zur stoerungsarmen schichtdarstellung raeumlicher objekte mittels unterschiedlicher perspektivbilder
CA1288176C (en) * 1987-10-29 1991-08-27 David C. Hatcher Method and apparatus for improving the alignment of radiographic images
US5070454A (en) * 1988-03-24 1991-12-03 Olganix Corporation Reference marker orientation system for a radiographic film-based computerized tomography system
US5051904A (en) * 1988-03-24 1991-09-24 Olganix Corporation Computerized dynamic tomography system
JPH02104174A (ja) * 1988-10-13 1990-04-17 Toshiba Corp Ｘ線診断装置
WO1991007913A1 (en) * 1989-11-24 1991-06-13 Technomed International A method and apparatus for determining the position of a target relative to known co-ordinates
US5359637A (en) * 1992-04-28 1994-10-25 Wake Forest University Self-calibrated tomosynthetic, radiographic-imaging system, method, and device

Cited By (6)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2002505437A (ja) * 1998-03-05 2002-02-19 ウェイク フォレスト ユニバーシティ 断層合成コンピュータトモグラフィを使用する３次元画像生成の方法と装置
JP4816991B2 (ja) * 1998-03-05 2011-11-16 ウェイク フォレスト ユニバーシティ 断層合成コンピュータトモグラフィを使用する３次元画像生成の方法と装置
JP2005066343A (ja) * 2003-08-22 2005-03-17 Ge Medical Systems Global Technology Co Llc 非対称ジオメトリを用いる放射線トモシンセシスの画像収集
JP4646570B2 (ja) * 2003-08-22 2011-03-09 ジーイー・メディカル・システムズ・グローバル・テクノロジー・カンパニー・エルエルシー 非対称ジオメトリを用いる放射線トモシンセシスの画像収集
JP2012231901A (ja) * 2011-04-28 2012-11-29 Fujifilm Corp 画像生成装置、放射線画像撮影システム、画像生成プログラム、及び画像生成方法
CN112804945A (zh) * 2018-09-14 2021-05-14 普兰梅德有限公司 数字化乳房断层合成成像装置的自校准过程

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