JPH1033524A - 医用画像化における画像歪みの検出及び補正の方法 - Google Patents
医用画像化における画像歪みの検出及び補正の方法Info
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Abstract
化中に画像歪みを検出及び補正する方法及びCT装置の
提供を目的とする。 【解決手段】 本発明の方法及びCT装置によれば、例
えば、較正誤差、調整された台の移動速度からの偏差、
又は、患者の体重の下の台の撓みにより生じるCT装置
内の画像歪みは、ファントム体を用いて検出され、画像
歪みの補正用の補正規則は、画像中のファントム体の画
像から得られる。
Description
される医用画像化中の画像歪みの検出及び補正に関す
る。本発明は、更に、X線検出器配置と、上記の方法を
実現するため、測定された信号を処理し、測定された信
号からスライス画像を計算する演算ユニットとを含むコ
ンピュータ断層写真撮影装置(以下、CT装置と称す
る)に関する。
する方法は、例えば、欧州特許第A2−479 618
号により公知である。その中で、所謂幾何歪み(画像増
倍器の空間構造形状に起因した歪み)及び磁気歪み(地
球磁場により生じる歪み)は、較正対象物を用いて補正
される。較正対象物は、画像増倍器の表面に設けられ、
スライス画像が較正対象物から形成されるようにX線に
よって照射される。較正対象物は、銅線の格子により構
成される。水平及び垂直補正テーブルが較正対象物のス
ライス画像から形成され、上記テーブルは、上記の歪み
を表わし、後段のCT画像の補正のため使用される。C
T画像は、例えば、スライス画像に対し垂直又は斜めに
撮ってもよく、異なるスライス画像の測定値から得られ
る。
は、患者の照射前に生じた画像歪みしか検出しない。上
記の画像歪みだけが後段の画像中で補正される。照射中
に直接発生した歪みは、考慮されていない。しかし、画
像中の歪みの発生は、コンピュータ断層写真撮影装置又
は他の画像化システムの注意深い機械的較正にも係わら
ず、除去し得ない。特に、介入的な外科手術、例えば、
神経外科手術中のコンピュータ断層写真撮影の使用は、
例えば、脳内の腫瘍の正確な位置の判定を可能にさせる
ため、精度に関して厳しい要求条件を課す。従って、歪
みは、絶対的に検出、補正されなければならない。
え得る原因について説明する。不正確な較正のため、照
射中の照射平面と患者台の平面との間の角度の調節は不
正確である。CTの間に、通常、患者の身体の長手方向
の軸と垂直に延在するスライスが記録されるので、照射
平面は患者台の平面と垂直に延在する必要がある。従っ
て、典型的に、所望の90°の角度に対し調節の不正確
さは、±2°にも達する。
速度と意図された移動速度との間の対応の不足に起因し
て画像に生じるスケール歪みである。このようにして発
生した歪みは、画像化されるべき領域の画像に伸長又は
圧縮を生じさせる。患者の体重は患者台の撓みを生じさ
せ、照射平面と患者台との間に不正確な角度を生じさせ
ると同時に、一般的に二次式で表わすことができる別の
歪みの影響を生じさせる。
系と、ファントム体の画像(ファントム像)がある画像
座標系との間に生じるすべての回転及び並進移動が考慮
され、補正される。本発明の目的は上記の方法を改良す
ることである。本発明の他の目的は、画像歪みの検出及
び補正のため改良されたコンピュータ断層写真撮影装置
を提供することである。
ァントム体が画像の形成中に画像化ゾーンに置かれ、か
つ、画像歪みの補正規則が画像中のファントム体の画像
点から得られることにより達成される。ファントム体は
画像の形成中に画像化ゾーン内に置かれるので、発生す
る歪みは、即座に検出され、補正され得る。ファントム
体の画像点は各画像に現れる。本文において、画像点と
は、ファントム体の点が画像内に画像化される点を意味
することに注意する必要がある。種々の画像中の多数の
画像点から、例えば、所謂ファントム像、即ち、ファン
トム体の画像が容易に構成される。このファントム像
は、空間内の構造及び座標が既知である実際のファント
ム体と比較され、この比較により画像の形成中に発生し
た歪みが明らかにされ、更に、上記歪みの影響が明らか
になる。上記の比較から、発生した歪みを表わす補正規
則が導出され、その補正規則に基づいて、形成された画
像が補正される。これにより、最終的に、実質的に改良
された画像の精度が得られるので、例えば、腫瘍が存在
する画像中の位置が、患者の体内の位置に極めて正確に
変換される。
より構成され、要素が配置された平面は画像中に画像化
された平面と垂直に延在するように配置されたフレーム
の形をとるファントム体を利用する。ファントム体は、
画像内のファントム体の画像に基づいて種々の空間方向
の歪みが判定され得るよう種々の平面に置かれる。本発
明の好ましいバージョンは、2個のX字形のX形要素を
備えたX形フレームの形式のファントム体を利用する。
ファントム体は、X字形要素が配置された平面が画像中
に画像化された平面と垂直に延在するように配置され
る。所謂X字形要素は、砂時計形の外観を有し、例え
ば、4本のロッドにより構成され、その中の2本のロッ
ドは互いに平行に延在し、一方、他のロッドは、2本の
平行ロッドの対向した端を対角方向に相互連結するよう
交差状に配置される。2個のX字形要素は、好ましく
は、互いに対し正確に90°の一定角度で配置され、平
行ロッドの中の1本を共有するので、コヒーレント性の
ファントム体が得られる。X形フレーム全体は、X線吸
収性材料から作られているので、X形フレームの画像点
が画像中に現れる。一般的に言うと、各画像において、
7個の画像点が上記のコヒーレントなX形フレームを用
いて画像化される。
のN形要素を備えたN形フレームの形式のファントム体
を利用する。2個のN字形要素は、互いに平行し、か
つ、第3のN字形要素と垂直に延在し、ファントム体
は、N字形要素が配置された平面が画像中に画像化され
た平面と垂直に延在するように配置される。各N字形要
素は、例えば、3本の金属ロッドにより構成され、その
中の2本の金属ロッドは互いに平行に延在し、一方、第
3の金属ロッドは2本の金属ロッドの2個の端点を対角
方向に相互連結する。2個の隣接したN字形要素は、1
本の金属ロッドを共有するので、N形フレームは、小形
のコヒーレントなファントム体を構成する。N形フレー
ム全体は、X線吸収性材料から作られているので、N形
フレームの画像点が画像中に現れる。3個のコヒーレン
トなN字形要素からなるN形フレームの場合に、N形フ
レームの7個の画像点が各画像に現れる。
要素は、歪みの検出の際に最高の精度が得られるよう
に、好ましくは、互いに対し90°の角度で配置され
る。しかし、要素を互いに対し(0°以外の)異なる角
度で配置してもよい。しかし、その角度は、既知であ
り、かつ、画像の形成の間に固定されている必要があ
る。X形フレームのN形フレームに対する利点は、X形
フレームが2個の要素だけによって構成され、一方、N
形フレームは3個の要素からなる点である。従って、X
形フレームの方が実質的に簡単、柔軟、かつ、少ない制
約で、例えば、患者を患者台に載せることが可能であ
る。更に、X形フレームが使用された場合には、画像化
システム、例えば、コンピュータ断層写真撮影における
CTスキャナの視野を小さくするように選定してもよい
が、一方、N形フレームの場合には、2個の平行に配置
されたN字形要素の画像点が画像中に存在しなければな
らない。更に、N形フレームの場合に、より多くの機械
的不正確さの発生源が存在する可能性がある。
て、ファントム体の中の少なくとも5個の特性画像点の
画像座標が決定され、補正規則は、画像座標と、対応す
る空間内のファントム体の特性点の座標とから決定され
る。好ましくは、ファントム体の特性点の系列がファン
トム像を決定するため使用される。上記特性点は、画像
中に直接的に画像化される必要はなく、画像中に現れる
ファントム体の他の画像点から明確に上記の点を決定
し、上記点を対応する(実際の)ファントム体の特性点
と明確に関連付けるだけでよい。上記の歪みと、座標系
の間の並進及び回転とを記述する補正規則を方程式の組
を用いて計算するため、一般的に言うと、上記の補正規
則に対し13個の未知数を決定しなければならないの
で、少なくとも5個の特性画像点の画像座標を決定する
必要がある。
フレーム又はX形フレームのコーナー点は特性点として
選定される。上記コーナー点は、いつも2本の線の交点
として現れるので、特に適当である。上記の線は、個別
の画像内でファントム体の画像点を接続することにより
得られる。かくして、X形フレーム及びN形フレームの
両方の場合に、各コヒーレント要素に対し6個のコーナ
ー点が得られる。更に、X形フレームの場合に、X字形
要素の2本の対角方向ロッドの交点を特性点として使用
してもよい。しかし、画像点を実際のファントム体上の
関連した点に明確に割り当てても構わない。更に、コー
ナー点が特性点として使用されるとき、精度は最大にな
る。
ァントム体は患者台に接続される。更に、患者は画像の
形成中に患者台に載せられる。このバージョンの利点
は、例えば、コンピュータ断層写真撮影の間に、患者台
の不正確な調整、又は、患者台の移動中の不正確な速度
により生じた顕著な歪みが検出されるようになる点であ
る。患者及びファントム体は、画像の形成中に相互に固
定して配置されるので、画像中に画像化される患者及び
ファントム体の一部の歪みは一致する。
の形成中の画像化ゾーンに対する患者台の速度の変化を
検出するため、マークが患者台の移動方向と平行した方
向でファントム体上に設けられる。上記マークも画像中
に画像化される。ファントム体上のマーク間の距離は既
知であり、かつ、画像中のマークの画像間の距離と比較
されるので、患者台の速度が望み通りに照射中に一定で
あるかどうか、或いは、速度が変化したかどうか、即
ち、患者台が加速又は減速されたかどうか(又は、加速
と減速が順番に行われたかどうか)が容易に判定され
る。患者台は固定してもよく、その場合には、画像化シ
ステム(例えば、CTスキャナ)は、患者台に対し所定
の速度で移動させられる。
て形成されるコンピュータ断層写真撮影に使用される。
本発明の一つのバージョンにおいて、CT画像は複数の
スライス画像から形成され、ファントム体の全体画像
(ファントム像)は、複数のスライス画像中のファント
ム体の画像点から決定される。本発明の他のバージョン
において、補正規則は、ファントム像内のファントム体
の多数の画像点と、対応する空間内のファントム体の点
とを、画像点と空間内の点との間に存在する一次式に挿
入することにより決定され、次に、画像歪みは、CT画
像の更なる画像点を上記式に挿入することにより補正さ
れる。
ではなく、複数の副画像が全体画像を形成するため合成
される磁気共鳴断層写真撮影或いはX線画像化に使用さ
れる。コンピュータ断層写真撮影装置に係る本発明の他
の目的は、演算ユニットが画像の形成中に画像化ゾーン
に配置されたファントム体の複数のスライス画像中の画
像点の信号レベルから画像歪みの補正規則を決定するよ
うに構成されることにより実現される。
の実施例において、ファントム体は、2個のX字形のX
形要素を備えたX形フレーム、又は、3個のN字形のN
形要素を備え、その中の2個のN形要素は、互いに平行
に、かつ、第3のN形要素と直交した延在するN形フレ
ームにより構成され、X形要素又はN形要素が配置され
た平面がスライス画像のスライス平面と垂直に延在する
ように配置される。
をより詳細に説明する。図1にはX線発生器1が示され
る。CTスキャナ装置6のX線管2は、照射ゾーンを構
成する扇形のX線ビーム3を発生する。照射ゾーン(又
は、画像化ゾーン)3において、検査中に図面に直交し
た向きにX線ビームの中を移動する患者台5の上に患者
4が載せられる。CTスキャナ装置6内でX線管2の反
対側に、患者4により弱められたX線を検出する複数の
検出器からなる検出器装置7が配置される。照射中に、
CTスキャナ装置6は、X線管2及び検出器装置7と共
に患者の周りで回転する。画像化されるべき患者の身体
スライスは、厳密に制限されたX線ビーム3を用いて1
平面内にある多数の放射方向に照射される。検出器装置
7により測定された値は、データ取得装置8により取得
され、ディジタル値に変換される。ディジタル値は、個
別のスライス画像と、個別のスライス画像から3次元C
T全画像とを計算する演算装置9に供給される。個別の
画像はモニタ11に表示可能である。CT装置の全体
は、制御装置10により制御される。他の構成要素、例
えば、制御コンソール又は記憶装置は、図面を分かりや
すくするため省略されている。
装置の斜視図である。同図によれば、回転スキャナ装置
6は、スキャナ筐体12に収容され、この実施例では、
円形の断面を有する。検査中に、患者台5に載せられた
患者は、患者輸送システム13によって、スキャナ装置
6内の検査ゾーンの中をz方向に移動させられる。本発
明によれば、同時に、ファントム体14が照射ゾーン内
にあり、ファントム体は照射され、画像歪みの補正用の
補正規則がその画像点から決定される。
が示される。以下、X形フレームと称されるファントム
体141は、互いに直交して配置された2個のX形要素
20及び21により構成される。各X形要素20又は2
1は、夫々、砂時計形の外形を有し、z方向に向けられ
た2本の平行ロッド22,23又は23,24と、平行
ロッド22,23,24の端点と交差する2本の対角方
向ロッド25,26又は27,28とからなる。ロッド
23は、上記の場合に両方のX形要素20及び21に共
通しているが、2本のロッドを各X形要素20及び21
に対し1本ずつ使用してもよい。X形要素は、患者台の
平面内にあり、かつ、患者台51に固定的に接続され
る。X形要素20は、患者台の平面と垂直に延在し、患
者台51に対し固定した位置に配置される。X形フレー
ム141は、照射されるべき患者の部位と共に放射ゾー
ンの中を動かされるように配置される。例えば、患者の
頭部を照射する必要があるならば、X形フレーム141
は、頭部が2個のX形要素20とX形要素21との間に
あるように配置される。患者が照射され、かつ、スライ
ス画像を生成するスライス平面は、理想的には、2個の
X形要素20及び21と垂直に、従って、患者台51の
移動方向と対応したz方向と垂直に延在する。
は、図3に示されたロッドよりも長ても短くてもよく、
即ち、例えば、対角方向ロッド25乃至28は、平行ロ
ッド22乃至24の向こう側に突出してもよく、或い
は、その逆に平行ロッド22乃至24が対角方向ロッド
25乃至28の向こう側に突出してもよい。個々のロッ
ド22乃至28の多数の画像点が異なるスライス画像中
に画像化されるので、ロッドに対応したスライス画像か
らの線は、CT画像中に再生されるということだけが重
要である。
は、ロッド22乃至24に沿って設けられ、互いに、例
えば、2mmの間隔で均等に離れている。この間隔は、
ロッド1本につき少なくとも1個のマーク29が各スラ
イス中に画像化されるように選定される。上記の如く、
マークは、照射中の台の移動速度の変化を検出するため
役立つ。精度を良くするため、かかるマーク29は3本
のロッド22乃至24に設けられるが、上記マークはロ
ッド22乃至24のうちの1本のロッドに設けるだけで
充分である。
なファントム体の他の実施例を表わす図である。以下、
N形フレームと称されるファントム体142は、3個の
N形要素30,31,32により構成され、その中の2
個のN形要素30,32は、互いに平行であり、かつ、
第3のN形要素31と垂直に延在するよう配置される。
各N形要素30,31,32は、夫々、z方向に向けら
れた2本の平行ロッド33,34、平行ロッド34,3
5及び平行ロッド35,36と、対角方向に配置された
ロッド37,38,39とからなる。N形要素30及び
31はロッド34を共有し、一方、N形要素31及び3
2はロッド35を共有する。この場合、中央のN形要素
31は患者台51に接続される。例えば、患者の頭部を
検査するため、N形要素30乃至32は、頭部がN形要
素31とN形要素32との間で、N形要素31側に置か
れるように割り当てられる。理想的には、スライス平面
はz方向に直交する。
ド22乃至28及び図4に示されたN形フレームのロッ
ド33乃至39は、夫々、X線吸収性材料により構成さ
れる。画像歪みの検出及び補正のため使用されるべき上
記ファントム体は、高い精度で製造され、かつ、頑丈な
機械的構造を有する必要がある。個別の要素の機械的寸
法及び相対的な位置は、照射中に変化しない方がよい。
するため要求される段階の説明を行う。第1の段階10
1において、検査を受ける患者のある部位、例えば、頭
部の個々のスライス画像が形成される。同時に、ファン
トム体が照射ゾーン内に存在するので、ファントム体の
画像点がスライス画像中に現れる。更なる例示のため、
図3に示されたX形フレームが照射中に照射ゾーン内に
存在する場合を想定する。
中のファントム体の画像点は、マークが付けられ、ファ
ントム体の全画像(ファントム像)が得られるように相
互連結される。例示の目的のため、図6に、単一のX形
要素40と、4枚のスライス平面A,B,C,Dを示
す。同図には、スライス平面A乃至Dと、X形要素40
の第1のロッド41との間の交点(即ち、画像点)A1
乃至D1と、ロッド42による交点A2乃至D2と、ロ
ッド43による交点A3乃至D3と、ロッド44による
交点A4乃至D4とが示される。一般的に言うと、X形
要素の場合に、1スライス平面について4個の画像点が
得られるので、図3に示されたX形フレーム全体が観察
されたとき、全体として1スライス平面につき7個の画
像点が得られる。異なるスライス平面にある画像点は、
元のファントム体の形状が再構成されるように接続線を
用いて相互連結される。接続線は、ロッド41乃至44
の画像を表わす。2本の接続線毎の交点から、ファント
ム体の完全な照射の場合にファントム体のコーナー点が
存在する場所が得られる。接続線41及び42の交点
は、例えば、コーナー点E1を与え、接続線41及び4
3の交点はコーナー点E2を与え、以下同様である。図
3に示す如くのX形フレームの場合に、全体として6個
のコーナー点が得られる。ファントム像、即ち、全部の
CT画像中のファントム体の画像が上記の6個のコーナ
ー点から計算される。
コーナー点は、対応するファントム体の(実際の)コー
ナー点に割り当てられる。画像点の実際の点への変換
は、以下の変換式: XR =t+RCSXB +b=t+AXB +b により表わされる。式中、ベクトルXR は実際の点の座
標を含み、ベクトルXBは関連した画像点の座標を含
む。ベクトルtは、画像座標系と患者台座標系との間の
並進移動を表わし、マトリックスRは、画像座標系と患
者台座標系との間の回転を表わし、マトリックスCは、
例えば、台の移動速度の偏差に起因したスケール歪み、
及び/又は、画像化により生成されたスライス自体のス
ケール歪みを表わし、Sは、例えば、照射平面の不正確
な角度調整に起因した剪断変形のような歪みを表わし、
ベクトルbは患者台の撓みの影響を表わす。マトリック
スR、C及びSにより表わされた歪みはマトリックスA
に合成される。この式は上記の全ての歪みを表わす。
標は、コーナー点に対し既知であるので、段階104に
おいて、方程式の系が形成され、これにより上式の全て
の未知数が計算される。並進移動tに対し3個の未知
数、歪みA=RCSに対する9個の未知数、及び、台の
撓みbに対する1個の未知数からなる全体として13個
の未知数を決定する必要がある。台の撓みは1方向(即
ち、重力方向)だけに発生するので、ベクトルbの中の
1個の要素、即ち、重力の方向を指定する第2のベクト
ル成分だけが非零である。ベクトルbは、 b=(0 b0 ZB 2 0)T のように表わされる。ここで、ZB は、台の移動方向を
指定する画像点XB の第3のベクトル成分を表わし、b
0 は決定すべき未知数である。
た式が必要である。図3に示される如くのX形フレーム
が使用されるとき、夫々3個の空間座標を伴う6個のコ
ーナー点が決定され、全部で8個の式が得られる。図4
に示されたN形フレームを使用するならば、6個の式が
決定される。上記の方程式の系の解法による未知数の決
定は、ここでは詳述されない通例の方法を用いて行われ
る。
の補正規則が最後の段階105で作成され、CT全画像
の更なる全ての画像点に適用される。補正規則を表わ
し、かつ、マトリックスA、ベクトルb及びtが分かっ
ている上式において、CT全画像(或いは、特に関心の
ある部分だけ、又は、数個の副画像だけ)の全ての画像
点が挿入される。次に、歪み補正された画像が計算され
た画像点から形成される。
リックスAを3個のマトリックスR、C及びSに分解す
ることにより計算される。このため、ここには詳述しな
い公知の数学的手法が利用される。
の画像化状況を考慮に入れることが可能である。その結
果として、例えば、患者の体重の下で台の撓みによる歪
み、及び、CTスキャナの不正確な較正に起因した剪断
変形状歪みのような画像歪みが考慮される。患者台の移
動速度の変動も同時に検出される。本発明は、患者を付
加的な放射線の負荷に晒すことなく、CT画像の精度を
高める。その結果として、特に、神経外科的介入の精度
は、定位フレームの有無の両方の場合の局部限定システ
ムにおいて実質的に高められる。
用は、患者の照射前のCT装置の較正である。このた
め、ファントム体は照射され、ファントム像が判定さ
れ、次いで、ファントム像及びファントム体がCT装置
の不正確な調整を検出するため使用され、その不正確な
調整は患者の照射前に補正可能である。ファントム体を
利用する較正方法の高い精度のため、患者平面と照射平
面との間の角度調整の1°乃至2°の範囲内の小さい不
正確さが補正される。ある種の応用に対し、患者平面と
照射平面との間の角度調整は、90°以外であることが
望ましい。その場合、不正確な角度調整は、上記の方法
を用いて補正することが可能である。
ク図である。
である。
レーム)を表わす図である。
フレーム)を表わす図である。
トである。
体の単一の要素(X形要素)を表わす図である。
向ロッド 29 マーク 30,31,32 N形要素 41,42,43,44 ロッド 141 X形フレーム 142 N形フレーム
Claims (14)
- 【請求項1】 複数の画像が形成される医用画像化中に
画像歪みを検出及び補正する方法であって、 画像の形成中にファントム体(14)が画像化ゾーン
(3)に配置され、 画像歪みの補正用の補正規則が画像中の上記ファントム
体(14)の画像点(A1...A4,B1...B
4,C1...C4,D1...D4)から得られるこ
とを特徴とする方法。 - 【請求項2】 複数の要素(20,21;30,31,
32)により構成され、上記要素(20,21;30,
31,32)を配置された平面が画像中に画像化された
平面(A,B,C,D)と垂直に延在するよう配置され
たフレーム(141,142)の形をとるファントム体
(14)が使用されることを特徴とする請求項1記載の
方法。 - 【請求項3】 2個のX字形のX形要素(20,21)
を備えたX形フレーム(141)の形をとり、上記X形
要素(20,21)を配置された平面が画像中に画像化
された平面(A,B,C,D)と垂直に延在するよう配
置されたファントム体(14)が使用されることを特徴
とする請求項1又は2記載の方法。 - 【請求項4】 3個のN字形のN形要素(30,31,
32)を備え、その中の2個のN形要素(30,32)
が互いに平行、かつ、第3のN形要素(31)と垂直に
延在するN形フレーム(142)の形をとり、上記N形
要素(30,31,32)を配置された平面が画像中に
画像化された平面(A,B,C,D)と垂直に延在する
よう配置されたファントム体(14)が使用されること
を特徴とする請求項1又は2記載の方法。 - 【請求項5】 上記ファントム体の少なくとも5個の特
性画像点(E1...E4)の画像座標が決定され、 補正規則は、上記画像座標及び対応する空間内の上記フ
ァントム体(14)の特性点の座標から決定されること
を特徴とする請求項3又は4記載の方法。 - 【請求項6】 N形フレーム(142)又はX形フレー
ム(141)のコーナー点(E1...E4)が特性点
として選定されることを特徴とする請求項5記載の方
法。 - 【請求項7】 上記ファントム体(14)は患者台
(5)に接続されていることを特徴とする請求項1乃至
6のうちいずれか1項記載の方法。 - 【請求項8】 画像の形成中に上記画像化ゾーン(3)
に対する上記患者台(5)の速度の変化を検出するた
め、マーク(29)が上記患者台(5)の移動方向
(z)と平行した向きで上記ファントム体(14)上に
設けられていることを特徴とする請求項7記載の方法。 - 【請求項9】 画像はコンピュータ断層写真撮影により
スライス画像として形成されることを特徴とする請求項
1乃至8のうちいずれか1項記載の方法。 - 【請求項10】 コンピュータ断層写真撮影画像は、複
数のスライス画像から形成され、 上記ファントム体(14)の全体画像(ファントム像)
は、上記複数のスライス画像中の上記ファントム体(1
4)の画像点(A1...A4,B1...B4,C
1...C4,D1...D4)から決定されることを
特徴とする請求項9記載の方法。 - 【請求項11】 上記補正規則は、上記ファントム像中
の上記ファントム体(14)の多数の画像点(XB )及
び対応する空間内の上記ファントム体(14)の点(X
R )を、画像点と空間内の点(XR )との間に存在する
一次式に挿入することにより決定され、 次に、画像歪みは、コンピュータ断層写真撮影画像の更
なる画像点(XB )を上記式に挿入することにより補正
され得ることを特徴する請求項10記載の方法。 - 【請求項12】 複数の副画像が全体画像を形成するた
め合成される磁気共鳴断層写真撮影又はX線画像化のた
め使用される請求項1乃至8のうちいずれか1項記載の
方法。 - 【請求項13】 X線検出器装置(7)と、測定された
信号を処理し、上記測定された信号からスライス画像を
計算する演算装置(9)とを含むコンピュータ断層写真
撮影装置であって、 上記演算装置(9)は、画像の形成中に画像化ゾーンに
配置されたファントム体(14)の複数のスライス画像
中の画像点(A1...A4,B1...B4,C
1...C4,D1...D4)の信号レベルから画像
歪みの補正用の補正規則を決定するように、構成されて
いることを特徴とするコンピュータ断層写真撮影装置。 - 【請求項14】 2個のX字形のX形要素(20,2
1)を備えたX形フレーム(141)、又は、3個のN
字形のN形要素(30,31,32)を備え、その中の
2個のN形要素(30,32)は、互いに平行に、か
つ、第3のN形要素(31)と垂直に延在するN形フレ
ームの形をとるファントム体(14)であって、上記X
形要素(20,21)又は上記N形要素(30,31,
32)が配置された平面が上記スライス画像のスライス
平面(A,B,C,D)と垂直に延在するように配置さ
れたファントム体(14)が使用されることを特徴とす
る請求項13記載のコンピュータ断層写真撮影装置。
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