JPH1057365A - Ｘ線画像化方法 - Google Patents
Ｘ線画像化方法Info
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- JPH1057365A JPH1057365A JP9128456A JP12845697A JPH1057365A JP H1057365 A JPH1057365 A JP H1057365A JP 9128456 A JP9128456 A JP 9128456A JP 12845697 A JP12845697 A JP 12845697A JP H1057365 A JPH1057365 A JP H1057365A
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- G—PHYSICS
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Abstract
(57)【要約】
【課題】 本発明は、第１の画像化装置により再生可能
な解剖学的構造及び再生不能な構造が準三次元再生され
得るＸ線画像化方法の提供を目的とする。 【解決手段】 第１の画像化装置で二次元Ｘ線画像系列
が形成、記憶され、被検査対象物が異なる見方からＸ線
画像ピックアップ装置に投影される本発明の方法は、第
２の画像化装置で同一の被検査対象物の三次元画像を形
成し、三次元画像から被検査対象物の関連した構造を取
得し、個々のＸ線画像の形成中に実際の構造の際と同じ
幾何学的パラメータを用いて投影された上記構造の合成
二次元投影画像を計算し、合成投影画像と同一幾何学的
条件下で形成されたＸ線画像との重ね合わせにより重ね
合わせ画像を形成し、重ね合わせ画像系列を表示する。
な解剖学的構造及び再生不能な構造が準三次元再生され
得るＸ線画像化方法の提供を目的とする。 【解決手段】 第１の画像化装置で二次元Ｘ線画像系列
が形成、記憶され、被検査対象物が異なる見方からＸ線
画像ピックアップ装置に投影される本発明の方法は、第
２の画像化装置で同一の被検査対象物の三次元画像を形
成し、三次元画像から被検査対象物の関連した構造を取
得し、個々のＸ線画像の形成中に実際の構造の際と同じ
幾何学的パラメータを用いて投影された上記構造の合成
二次元投影画像を計算し、合成投影画像と同一幾何学的
条件下で形成されたＸ線画像との重ね合わせにより重ね
合わせ画像を形成し、重ね合わせ画像系列を表示する。
Description
【０００１】
【発明の属する技術分野】本発明は、第１の画像化装置
を用いて二次元Ｘ線画像の系列が形成され、ディジタル
的に記憶され、被検査対象物（検査される対象物）が異
なる見方からＸ線画像ピックアップ装置上に投影される
Ｘ線画像化方法に関する。本発明は上記方法を実施する
装置にも係る。
を用いて二次元Ｘ線画像の系列が形成され、ディジタル
的に記憶され、被検査対象物（検査される対象物）が異
なる見方からＸ線画像ピックアップ装置上に投影される
Ｘ線画像化方法に関する。本発明は上記方法を実施する
装置にも係る。
【０００２】
【従来の技術】上記の種類の方法及び装置は、以下Ｄ１
という名称で引用するコッペ(Koppe)他による論文、
「ＣＡＲ−９５ ベルリン」の予稿集、１９９５年、ペ
ージ１０１−１０７により公知である。この従来の方法
は、好ましくは、予め対照媒体が注入された脈管系の画
像化のため使用される。脈管系の三次元画像化は、例え
ば、磁気共鳴又はコンピュータ断層撮影画像を用いるこ
とにより原理的に実施可能である。しかし、たとえこの
ような画像が使用されても、脈管系を種々の医用検査で
要求される高い空間解像度で再生することは不可能であ
る。
という名称で引用するコッペ(Koppe)他による論文、
「ＣＡＲ−９５ ベルリン」の予稿集、１９９５年、ペ
ージ１０１−１０７により公知である。この従来の方法
は、好ましくは、予め対照媒体が注入された脈管系の画
像化のため使用される。脈管系の三次元画像化は、例え
ば、磁気共鳴又はコンピュータ断層撮影画像を用いるこ
とにより原理的に実施可能である。しかし、たとえこの
ような画像が使用されても、脈管系を種々の医用検査で
要求される高い空間解像度で再生することは不可能であ
る。
【０００３】これに対し、上記のＸ線画像化方法によれ
ば、Ｘ線画像が間断なく再生されたとき、高い空間解像
度が得られ、準三次元空間表現が得られる。しかし、Ｘ
線画像は脈管系だけを表示し、近傍の組織が再生されな
いという欠点がある。定位検査の場合、検査に関連した
構造、例えば、腫瘍の脈管系に対する相対位置を決定し
得ることが必要である。
ば、Ｘ線画像が間断なく再生されたとき、高い空間解像
度が得られ、準三次元空間表現が得られる。しかし、Ｘ
線画像は脈管系だけを表示し、近傍の組織が再生されな
いという欠点がある。定位検査の場合、検査に関連した
構造、例えば、腫瘍の脈管系に対する相対位置を決定し
得ることが必要である。
【０００４】このため、ケリー(Kelly) 他による別の文
献（Ｄ２）、“神経外科学”、第１４巻、第２号、１９
８４年に、一方でＸ線血管造影装置を用いて正面及び側
面から脈管系を表わす立体画像ペアを形成し、他方でコ
ンピュータ断層撮影を用いて、被検査対象物の同一領域
の三次元画像を形成することが提案されている。一方で
二次元Ｘ線画像内の所見と、他方で三次元コンピュータ
断層撮影画像内の所見とを関連付けるため、基準フレー
ムが場合によっては基準マークと組み合わされて使用さ
れる。基準フレーム又は基準マークは、検査される解剖
学的構造の正確な位置が基準フレーム又は基準マークに
対し決定され、かつ、種々の画像からの所見が相互に関
連付けられるように、Ｘ線画像又はコンピュータ断層撮
影画像中に再生される。
献（Ｄ２）、“神経外科学”、第１４巻、第２号、１９
８４年に、一方でＸ線血管造影装置を用いて正面及び側
面から脈管系を表わす立体画像ペアを形成し、他方でコ
ンピュータ断層撮影を用いて、被検査対象物の同一領域
の三次元画像を形成することが提案されている。一方で
二次元Ｘ線画像内の所見と、他方で三次元コンピュータ
断層撮影画像内の所見とを関連付けるため、基準フレー
ムが場合によっては基準マークと組み合わされて使用さ
れる。基準フレーム又は基準マークは、検査される解剖
学的構造の正確な位置が基準フレーム又は基準マークに
対し決定され、かつ、種々の画像からの所見が相互に関
連付けられるように、Ｘ線画像又はコンピュータ断層撮
影画像中に再生される。
【０００５】従来の方法によれば、検査者は生検が行わ
れる三次元コンピュータ断層撮影画像内の点を定義し、
コンピュータは、生検の点が定位フレームの焦点に移動
され得るように、その点に基づいて定位フレームの機械
的設定値を計算する。生検針が介入される水平及び垂直
の角度は、生検針の経路の近くにある血管の点がディジ
タル化され、そこから適当な角度を計算するコンピュー
タに入力されることにより、血管造影Ｘ線画像に基づい
て決められる。
れる三次元コンピュータ断層撮影画像内の点を定義し、
コンピュータは、生検の点が定位フレームの焦点に移動
され得るように、その点に基づいて定位フレームの機械
的設定値を計算する。生検針が介入される水平及び垂直
の角度は、生検針の経路の近くにある血管の点がディジ
タル化され、そこから適当な角度を計算するコンピュー
タに入力されることにより、血管造影Ｘ線画像に基づい
て決められる。
【０００６】
【発明が解決しようとする課題】上記の処理の欠点は、
検査者がコンピュータで行なわれた計算に依存する必要
があり、脈管系に対する生検経路の位置の直接的な三次
元画像が与えられないことである。本発明の目的は、Ｘ
線画像により再生された解剖学的構造（例えば、脈管
系）に対する診断に関連した構造、例えば、腫瘍の位置
の改良された準三次元表現がユーザに与えられる上記の
種類の方法を提供することである。例えば、生検の場合
に、検査者自身は、最適な生検経路を決定し、又は、自
動的に定義された生検経路を評価し得る方法が求められ
る。
検査者がコンピュータで行なわれた計算に依存する必要
があり、脈管系に対する生検経路の位置の直接的な三次
元画像が与えられないことである。本発明の目的は、Ｘ
線画像により再生された解剖学的構造（例えば、脈管
系）に対する診断に関連した構造、例えば、腫瘍の位置
の改良された準三次元表現がユーザに与えられる上記の
種類の方法を提供することである。例えば、生検の場合
に、検査者自身は、最適な生検経路を決定し、又は、自
動的に定義された生検経路を評価し得る方法が求められ
る。
【０００７】
【課題を解決するための手段】上記の目的を達成する本
発明の方法は、 ａ）同一の被検査対象物の三次元画像を第２の画像化装
置を用いて形成する段階と、 ｂ）被検査対象物の関連した構造を三次元画像から得る
段階と、 ｃ）個々のＸ線画像の形成中に実際の構造のため使用さ
れた幾何学的パラメータと同一の幾何学的パラメータで
投影された上記得られた構造の合成二次元投影画像を計
算する段階と、 ｄ）上記の合成投影画像と、同一の幾何学的条件下で形
成されたＸ線画像とを重ね合わせることにより、重ね合
わせ画像を形成する段階と、 ｅ）重ね合わせ画像の系列を表示する段階とからなる。
発明の方法は、 ａ）同一の被検査対象物の三次元画像を第２の画像化装
置を用いて形成する段階と、 ｂ）被検査対象物の関連した構造を三次元画像から得る
段階と、 ｃ）個々のＸ線画像の形成中に実際の構造のため使用さ
れた幾何学的パラメータと同一の幾何学的パラメータで
投影された上記得られた構造の合成二次元投影画像を計
算する段階と、 ｄ）上記の合成投影画像と、同一の幾何学的条件下で形
成されたＸ線画像とを重ね合わせることにより、重ね合
わせ画像を形成する段階と、 ｅ）重ね合わせ画像の系列を表示する段階とからなる。
【０００８】従って、本発明によれば、合成二次元投影
画像が各Ｘ線画像に対し計算され、その投影画像は、
（コンピュータ断層撮影装置でもよい）第２の画像装置
の三次元画像から得られた構造、即ち、例えば、脈管系
のような上記構造をＸ線画像の形成中に投影する際に用
いられた幾何学的パラメータと同一の幾何学的パラメー
タを用いて得られた構造を表わす。上記の構造は、低コ
ントラストのためＸ線画像中では見えないが、上記の構
造を計算された合成投影画像に再生するため用いられる
対照は随意的に予め決められる（色の再生も実現可能で
ある）。対応したＸ線画像及び合成投影画像は重ね合わ
せ画像を形成するため結合され、重ね合わせ画像は画像
の系列として連続的に表示される。かくして、検査者
が、Ｘ線画像中に再生された解剖学的構造、例えば、脈
管系に対する上記得られた構造の相対位置を見分けるこ
とができる検査ゾーンの準三次元表現が得られる。
画像が各Ｘ線画像に対し計算され、その投影画像は、
（コンピュータ断層撮影装置でもよい）第２の画像装置
の三次元画像から得られた構造、即ち、例えば、脈管系
のような上記構造をＸ線画像の形成中に投影する際に用
いられた幾何学的パラメータと同一の幾何学的パラメー
タを用いて得られた構造を表わす。上記の構造は、低コ
ントラストのためＸ線画像中では見えないが、上記の構
造を計算された合成投影画像に再生するため用いられる
対照は随意的に予め決められる（色の再生も実現可能で
ある）。対応したＸ線画像及び合成投影画像は重ね合わ
せ画像を形成するため結合され、重ね合わせ画像は画像
の系列として連続的に表示される。かくして、検査者
が、Ｘ線画像中に再生された解剖学的構造、例えば、脈
管系に対する上記得られた構造の相対位置を見分けるこ
とができる検査ゾーンの準三次元表現が得られる。
【０００９】本発明の好ましいバージョンは、第２の画
像化装置として、被検査対象物の三次元画像を形成する
ため多数の平行スライスのコンピュータ断層写真を形成
するＸ線コンピュータ断層撮影装置を利用する。しか
し、原理的に、三次元画像の形成のため異なる様式、例
えば、磁気共鳴装置又は超音波装置を使用することが可
能である。
像化装置として、被検査対象物の三次元画像を形成する
ため多数の平行スライスのコンピュータ断層写真を形成
するＸ線コンピュータ断層撮影装置を利用する。しか
し、原理的に、三次元画像の形成のため異なる様式、例
えば、磁気共鳴装置又は超音波装置を使用することが可
能である。
【００１０】本発明の他のバージョンにおいて、立体画
像ペアを形成するため、重ね合わせ画像の系列から得ら
れ、互いに数枚の重ね合わせ画像ずつオフセットしてい
る２系列の画像が表示される。画像の系列が適切に表示
されたならば、たとえ、単一の画像系列しか存在しない
場合であっても、個々の各重ね合わせ画像に対する立体
的な画像表現がユーザに与えられる。合わせて立体画像
ペアを構成する２枚の重ね合わせ画像が系列から適切に
（例えば、互いに６°ずつオフセットした見え方から対
象物を再生するような方法で）選択されたならば、画像
ペアが抽出された二つの画像系列が互いに無関係ではな
く、同じ重ね合わせ画像の系列から得られた場合でも、
立体的な表現が作成される。しかし、原理的に、異なる
投影幾何で検査ゾーンを再生する二つの別個の系列を形
成することが可能である。
像ペアを形成するため、重ね合わせ画像の系列から得ら
れ、互いに数枚の重ね合わせ画像ずつオフセットしてい
る２系列の画像が表示される。画像の系列が適切に表示
されたならば、たとえ、単一の画像系列しか存在しない
場合であっても、個々の各重ね合わせ画像に対する立体
的な画像表現がユーザに与えられる。合わせて立体画像
ペアを構成する２枚の重ね合わせ画像が系列から適切に
（例えば、互いに６°ずつオフセットした見え方から対
象物を再生するような方法で）選択されたならば、画像
ペアが抽出された二つの画像系列が互いに無関係ではな
く、同じ重ね合わせ画像の系列から得られた場合でも、
立体的な表現が作成される。しかし、原理的に、異なる
投影幾何で検査ゾーンを再生する二つの別個の系列を形
成することが可能である。
【００１１】患者の脈管系を画像化する本発明の好まし
い他のバージョンは、対照媒体で充填された患者の脈管
系を再生するＸ線画像の系列を形成するため、Ｘ線画像
の形成前に、対照媒体の注射薬の注入を含む。これによ
り、脈管系の画像化が可能になる。かかる脈管系の画像
化は、一方のＸ線画像の系列から時間的に僅かな間隔で
対照媒体を用いない患者を再生する更なるＸ線画像の系
列を形成することにより改良され、対応した二つの系列
のＸ線画像は差分画像を形成するため互いに減算され、
差分画像及び合成投影画像は重ね合わせ画像を形成する
ため重ね合わされる。
い他のバージョンは、対照媒体で充填された患者の脈管
系を再生するＸ線画像の系列を形成するため、Ｘ線画像
の形成前に、対照媒体の注射薬の注入を含む。これによ
り、脈管系の画像化が可能になる。かかる脈管系の画像
化は、一方のＸ線画像の系列から時間的に僅かな間隔で
対照媒体を用いない患者を再生する更なるＸ線画像の系
列を形成することにより改良され、対応した二つの系列
のＸ線画像は差分画像を形成するため互いに減算され、
差分画像及び合成投影画像は重ね合わせ画像を形成する
ため重ね合わされる。
【００１２】定量的測定のため重ね合わせ画像が満たす
べき重要な条件は、上記画像が２台の画像化装置により
供給された解剖学的構造を正確に再生することである。
しかし、第１の画像化装置のＸ線画像ピックアップ装置
がＸ線画像増倍器であるならば、Ｘ線画像の歪みは、Ｘ
線画像増倍器の入口スクリーンの通例の曲率、及び、地
磁気に起因して生じる可能性がある。本発明の一つのバ
ージョンにおいて、上記の歪みは、Ｘ線画像ピックアッ
プ装置に起因した歪みの補正用の第１の補正ステップに
より除去され、この補正ステップは重ね合わせステップ
の前に第１の記憶された補正パラメータの組を適用す
る。
べき重要な条件は、上記画像が２台の画像化装置により
供給された解剖学的構造を正確に再生することである。
しかし、第１の画像化装置のＸ線画像ピックアップ装置
がＸ線画像増倍器であるならば、Ｘ線画像の歪みは、Ｘ
線画像増倍器の入口スクリーンの通例の曲率、及び、地
磁気に起因して生じる可能性がある。本発明の一つのバ
ージョンにおいて、上記の歪みは、Ｘ線画像ピックアッ
プ装置に起因した歪みの補正用の第１の補正ステップに
より除去され、この補正ステップは重ね合わせステップ
の前に第１の記憶された補正パラメータの組を適用す
る。
【００１３】Ｘ線源及びＸ線画像ピックアップ装置がＣ
形アームに取付けられたＸ線画像化システムにおいて、
Ｘ線画像は、Ｃ形アームが剛体ではなく、重力及び遠心
力の影響、或いは、場合によっては機械的発振により歪
むという事実による影響を受ける。従って、Ｘ線画像
は、（全ての見え方において、Ｘ線源のＸ線画像ピック
アップ装置に対する相対位置は同一である）理想的な場
合に対し、平行移動又は回転が加えられる。これは、重
ね合わせ画像の精度に影響を与える。上記の悪影響は、
Ｘ線画像ピックアップ装置に対するＸ線源の相対位置の
変化に起因した画像変形（画像移動及び画像回転）の補
正用の第２の補正段階により除去され、この第２の補正
段階は、重ね合わせ段階の前に第２の記憶された補正パ
ラメータの組を適用する。
形アームに取付けられたＸ線画像化システムにおいて、
Ｘ線画像は、Ｃ形アームが剛体ではなく、重力及び遠心
力の影響、或いは、場合によっては機械的発振により歪
むという事実による影響を受ける。従って、Ｘ線画像
は、（全ての見え方において、Ｘ線源のＸ線画像ピック
アップ装置に対する相対位置は同一である）理想的な場
合に対し、平行移動又は回転が加えられる。これは、重
ね合わせ画像の精度に影響を与える。上記の悪影響は、
Ｘ線画像ピックアップ装置に対するＸ線源の相対位置の
変化に起因した画像変形（画像移動及び画像回転）の補
正用の第２の補正段階により除去され、この第２の補正
段階は、重ね合わせ段階の前に第２の記憶された補正パ
ラメータの組を適用する。
【００１４】本発明による上記方法を実施する装置は、
被検査対象物が異なる見方からＸ線画像ピックアップ装
置上に投影された二次元Ｘ線画像の系列を形成するた
め、被検査対象物に対し調整可能なＸ線源及びＸ線画像
ピックアップ装置を備えた第１の画像化装置と、Ｘ線画
像を記憶する手段と、ｂ）被検査対象物の関連した構造
を、第２の画像化装置により形成された同一の被検査対
象物の三次元画像から取得し、ｃ）個々のＸ線画像の形
成中に実際の構造のため使用された幾何学的パラメータ
と同一の幾何学的パラメータで投影された上記の取得さ
れた構造の合成投影画像を計算し、ｄ）合成投影画像
と、同一の幾何学的条件下で形成されたＸ線画像とを重
ね合わせることにより重ね合わせ画像を形成し、ｅ）重
ね合わせ画像の系列を表示する処理演算が行われるよう
にプログラムされたプログラマブル画像処理手段とを含
む。
被検査対象物が異なる見方からＸ線画像ピックアップ装
置上に投影された二次元Ｘ線画像の系列を形成するた
め、被検査対象物に対し調整可能なＸ線源及びＸ線画像
ピックアップ装置を備えた第１の画像化装置と、Ｘ線画
像を記憶する手段と、ｂ）被検査対象物の関連した構造
を、第２の画像化装置により形成された同一の被検査対
象物の三次元画像から取得し、ｃ）個々のＸ線画像の形
成中に実際の構造のため使用された幾何学的パラメータ
と同一の幾何学的パラメータで投影された上記の取得さ
れた構造の合成投影画像を計算し、ｄ）合成投影画像
と、同一の幾何学的条件下で形成されたＸ線画像とを重
ね合わせることにより重ね合わせ画像を形成し、ｅ）重
ね合わせ画像の系列を表示する処理演算が行われるよう
にプログラムされたプログラマブル画像処理手段とを含
む。
【００１５】
【発明の実施の形態】以下、添付図面を参照して本発明
を詳細に説明する。図１には第１の画像化装置１（同図
の（Ａ））及び第２の画像化装置２（同図の（Ｂ））が
示されている。第１の画像化装置と第２の画像化装置の
画像、又は、上記の画像から得られたデータを相互に関
連付けるため、両方の装置の画像中に画像化される既知
の基準フレーム５（図１の（Ｃ））が、場合によっては
球面基準マークと組み合わせて使用される。しかし、上
記画像は、適当な画像処理方法を用いて検出されたなら
ば、原理的に、特徴的な解剖学的構造に基づいて相互に
関連付けることが可能である。
を詳細に説明する。図１には第１の画像化装置１（同図
の（Ａ））及び第２の画像化装置２（同図の（Ｂ））が
示されている。第１の画像化装置と第２の画像化装置の
画像、又は、上記の画像から得られたデータを相互に関
連付けるため、両方の装置の画像中に画像化される既知
の基準フレーム５（図１の（Ｃ））が、場合によっては
球面基準マークと組み合わせて使用される。しかし、上
記画像は、適当な画像処理方法を用いて検出されたなら
ば、原理的に、特徴的な解剖学的構造に基づいて相互に
関連付けることが可能である。
【００１６】第１の画像化装置は、台４の上に載せられ
た被検査対象物３、例えば、患者の二次元Ｘ線画像を形
成するため役立つ。第２の画像化装置は、三次元画像を
形成するため役立つ。「三次元画像」は、被検査対象物
３の三次元ゾーン内の吸収率分布を表わし、被検査対象
物の隣接した状態にある平行スライスの多数の二次元コ
ンピュータ断層写真ＣＴ1 ，ＣＴ2 ．．．ＣＴm から得
られたデータ集合を意味することを理解する必要があ
る。
た被検査対象物３、例えば、患者の二次元Ｘ線画像を形
成するため役立つ。第２の画像化装置は、三次元画像を
形成するため役立つ。「三次元画像」は、被検査対象物
３の三次元ゾーン内の吸収率分布を表わし、被検査対象
物の隣接した状態にある平行スライスの多数の二次元コ
ンピュータ断層写真ＣＴ1 ，ＣＴ2 ．．．ＣＴm から得
られたデータ集合を意味することを理解する必要があ
る。
【００１７】第１の画像化装置１は、一部分だけが示さ
れたスタンド１１に取付けられた環状Ｃ形アーム１０を
含む。Ｃ形アームは、水平軸に関して旋回可能であり、
かつ、モータ駆動装置（図示しない）を用いてその軸の
中心に関して矢印２０の向きに、例えば１８０°に亘っ
て回転させ得る。Ｃ形アーム１０は、相互に関係して並
べられたＸ線源１２及びＸ線画像ピックアップ装置１３
を収容する。像形成システム１２，１３の（幾つかの角
度位置が破線で示された）異なる（再生可能）角度位置
から被検査立体を画像化する複数のＸ線画像、例えば１
００枚の画像が形成される。
れたスタンド１１に取付けられた環状Ｃ形アーム１０を
含む。Ｃ形アームは、水平軸に関して旋回可能であり、
かつ、モータ駆動装置（図示しない）を用いてその軸の
中心に関して矢印２０の向きに、例えば１８０°に亘っ
て回転させ得る。Ｃ形アーム１０は、相互に関係して並
べられたＸ線源１２及びＸ線画像ピックアップ装置１３
を収容する。像形成システム１２，１３の（幾つかの角
度位置が破線で示された）異なる（再生可能）角度位置
から被検査立体を画像化する複数のＸ線画像、例えば１
００枚の画像が形成される。
【００１８】Ｘ線画像ピックアップ装置１３は、出力信
号がアナログ−ディジタル変換器１４によりディジタル
化され、全Ｘ線画像系列が検査の最後に記憶されている
ように、メモリ１５に記憶されるテレビジョン回路が接
続されたＸ線画像増倍器でもよい。上記のＸ線画像は画
像処理ユニット１６により処理してもよい。形成された
画像（．．．Ｄi-1 ，Ｄi ，Ｄi+1 ，Ｄi+2 ．．．）
は、個別に又は画像の系列としてモニタ１８上に表示さ
れる。画像化装置１の種々の構成要素は制御ユニット１
７を用いて制御される。
号がアナログ−ディジタル変換器１４によりディジタル
化され、全Ｘ線画像系列が検査の最後に記憶されている
ように、メモリ１５に記憶されるテレビジョン回路が接
続されたＸ線画像増倍器でもよい。上記のＸ線画像は画
像処理ユニット１６により処理してもよい。形成された
画像（．．．Ｄi-1 ，Ｄi ，Ｄi+1 ，Ｄi+2 ．．．）
は、個別に又は画像の系列としてモニタ１８上に表示さ
れる。画像化装置１の種々の構成要素は制御ユニット１
７を用いて制御される。
【００１９】図２は、二つの画像化装置のためのステッ
プの系列を表わす図である。第１の画像化装置の初期化
（ステップ１００）及び対照媒体の注入後、被検査対象
物と、被検査対象物中の対照媒体が充填された血管とを
再生するｎ枚（例えば、ｎ＝１００）のＸ線画像の系列
が形成される（ステップ１０１）。その前又は後に、
（対照媒体が注入される前、或いは、対照媒体が画像中
で見えなくなるまで拡散された後であるため）Ｘ線画像
Ｃと同じ見方で同一の対象物を再生し、脈管系を示さな
い更なるＸ線画像の系列Ｍが形成される。
プの系列を表わす図である。第１の画像化装置の初期化
（ステップ１００）及び対照媒体の注入後、被検査対象
物と、被検査対象物中の対照媒体が充填された血管とを
再生するｎ枚（例えば、ｎ＝１００）のＸ線画像の系列
が形成される（ステップ１０１）。その前又は後に、
（対照媒体が注入される前、或いは、対照媒体が画像中
で見えなくなるまで拡散された後であるため）Ｘ線画像
Ｃと同じ見方で同一の対象物を再生し、脈管系を示さな
い更なるＸ線画像の系列Ｍが形成される。
【００２０】次に、画像Ｍが同じ角度位置に形成された
対応する対照画像から減算され、他の解剖学的構造は減
算によって除去されるので、種々の角度位置に対し脈管
系だけを再生する差分画像Ｄ1 ．．．Ｄi ．．．Ｄn の
系列が形成される（ステップ１０２）。しかし、差分画
像の代わりに、対照媒体を用いることなく形成された画
像の減算を行うことなく対照媒体画像だけを使用しても
よい。その場合、より多くの対照媒体を注入する必要が
あるが、依然として骨構造を見分けることが可能であ
る。
対応する対照画像から減算され、他の解剖学的構造は減
算によって除去されるので、種々の角度位置に対し脈管
系だけを再生する差分画像Ｄ1 ．．．Ｄi ．．．Ｄn の
系列が形成される（ステップ１０２）。しかし、差分画
像の代わりに、対照媒体を用いることなく形成された画
像の減算を行うことなく対照媒体画像だけを使用しても
よい。その場合、より多くの対照媒体を注入する必要が
あるが、依然として骨構造を見分けることが可能であ
る。
【００２１】Ｘ線画像の形成の前又は後に、コンピュー
タ断層写真ＣＴ1 ．．．ＣＴm が患者の同じ解剖学的領
域から作成され、この系列は検査ゾーンの隣接した平行
平面内の吸収率分布を表わし、三次元「画像」、即ち、
三次元ゾーン内の吸収率分布を表わすデータ集合を生じ
る（ステップ２０１）。種々の画像化装置１及び２から
得られた画像を相互に関連付けるため、検査される領
域、例えば、患者の頭骨に対し固定され、Ｘ線画像又は
コンピュータ断層写真中に画像化された基準フレーム
が、場合によっては基準マークと共に使用される。基準
フレーム及び基準マークは、自動画像処理方法を用いて
Ｘ線画像又はコンピュータ断層写真内で検出され、一方
の様式からの画像データを他方の様式からの画像データ
に関連付けるため、座標系として使用される。この点に
つき、上記の引用文献Ｄ２に詳細に記載されている。
タ断層写真ＣＴ1 ．．．ＣＴm が患者の同じ解剖学的領
域から作成され、この系列は検査ゾーンの隣接した平行
平面内の吸収率分布を表わし、三次元「画像」、即ち、
三次元ゾーン内の吸収率分布を表わすデータ集合を生じ
る（ステップ２０１）。種々の画像化装置１及び２から
得られた画像を相互に関連付けるため、検査される領
域、例えば、患者の頭骨に対し固定され、Ｘ線画像又は
コンピュータ断層写真中に画像化された基準フレーム
が、場合によっては基準マークと共に使用される。基準
フレーム及び基準マークは、自動画像処理方法を用いて
Ｘ線画像又はコンピュータ断層写真内で検出され、一方
の様式からの画像データを他方の様式からの画像データ
に関連付けるため、座標系として使用される。この点に
つき、上記の引用文献Ｄ２に詳細に記載されている。
【００２２】次のステップ２０２において、診断的に関
係した構造、例えば、腫瘍又は脳内の所定の領域（空洞
室）がコンピュータ断層写真から抽出される。この操作
はユーザにより対話的に行われるが、ステップ２０２に
おいて上記構造をセグメンテーションにより抽出する自
動画像処理方法を実施してもよい。かくして、構造の形
状及び寸法だけではなく、基準ウィンドウ又は基準マー
クに付随した座標系と関係した位置が分かる。最も簡単
な場合に、上記構造から幾何学的属性だけ、例えば、中
心（重心）、或いは、上記構造の境界を定める線又は簡
単な幾何学的物体を抽出すれば十分である。
係した構造、例えば、腫瘍又は脳内の所定の領域（空洞
室）がコンピュータ断層写真から抽出される。この操作
はユーザにより対話的に行われるが、ステップ２０２に
おいて上記構造をセグメンテーションにより抽出する自
動画像処理方法を実施してもよい。かくして、構造の形
状及び寸法だけではなく、基準ウィンドウ又は基準マー
クに付随した座標系と関係した位置が分かる。最も簡単
な場合に、上記構造から幾何学的属性だけ、例えば、中
心（重心）、或いは、上記構造の境界を定める線又は簡
単な幾何学的物体を抽出すれば十分である。
【００２３】上記構造をＸ線画像に関連付ける前に、屡
々、Ｘ線照射中に実際の状況を考慮するため、Ｘ線画像
を補正又は較正することが必要である。例えば、幾何学
的歪みは、Ｘ線画像ピックアップ装置が、湾曲した入口
スクリーンを有し、出口スクリーン画像が地磁気による
影響を受ける可能性のあるＸ線画像増倍器を含む場合に
生じる。かかる歪みを除去するため、ステップ１０３に
おいて、差分画像Ｄ1．．．Ｄn は、先行の較正演算に
よりパラメータが決定され、記憶された幾何学的変形を
受け、その間に、好ましくは、規則的なグリッドがビー
ム経路に配置され、Ｘ線画像中のその再生が評価され
る。この点につき、上記の引用文献Ｄ１に詳細に記載さ
れている。Ｘ線画像ピックアップ装置がかかる幾何学的
歪みを生じさせないならば、このステップは省いてもよ
い。
々、Ｘ線照射中に実際の状況を考慮するため、Ｘ線画像
を補正又は較正することが必要である。例えば、幾何学
的歪みは、Ｘ線画像ピックアップ装置が、湾曲した入口
スクリーンを有し、出口スクリーン画像が地磁気による
影響を受ける可能性のあるＸ線画像増倍器を含む場合に
生じる。かかる歪みを除去するため、ステップ１０３に
おいて、差分画像Ｄ1．．．Ｄn は、先行の較正演算に
よりパラメータが決定され、記憶された幾何学的変形を
受け、その間に、好ましくは、規則的なグリッドがビー
ム経路に配置され、Ｘ線画像中のその再生が評価され
る。この点につき、上記の引用文献Ｄ１に詳細に記載さ
れている。Ｘ線画像ピックアップ装置がかかる幾何学的
歪みを生じさせないならば、このステップは省いてもよ
い。
【００２４】本発明による方法の精度に影響を与え得る
他の要因は、Ｃ形アームが全く剛体ではないという事実
に起因する。Ｃ形アームは、重力及び遠心力の影響下で
歪むので、Ｘ線源と画像増倍器との間の距離はＣ形アー
ムの空間内の位置に依存して変化する。この歪みは、Ｘ
線画像に関係した座標系が関連付けられた（Ｘ線源を画
像ピックアップ装置の中心に接続する中心線上にある）
等角点を一方のＸ線画像から他方のＸ線画像まで移動及
び回転させる。これにより生じたＸ線画像の変化は、通
常、Ｘ線画像が個別に観察される限り、妨害的な影響は
無い。しかし、異なるＸ線画像の画像データが相互に、
或いは、コンピュータ断層撮影画像の画像データに関連
付けられるならば、実現される精度は悪くなる。
他の要因は、Ｃ形アームが全く剛体ではないという事実
に起因する。Ｃ形アームは、重力及び遠心力の影響下で
歪むので、Ｘ線源と画像増倍器との間の距離はＣ形アー
ムの空間内の位置に依存して変化する。この歪みは、Ｘ
線画像に関係した座標系が関連付けられた（Ｘ線源を画
像ピックアップ装置の中心に接続する中心線上にある）
等角点を一方のＸ線画像から他方のＸ線画像まで移動及
び回転させる。これにより生じたＸ線画像の変化は、通
常、Ｘ線画像が個別に観察される限り、妨害的な影響は
無い。しかし、異なるＸ線画像の画像データが相互に、
或いは、コンピュータ断層撮影画像の画像データに関連
付けられるならば、実現される精度は悪くなる。
【００２５】ステップ１０４において行われる上記影響
の補正は、図１の装置１０、１１、１２、１３が、矢印
２０の両方向の回転の間に再現的に歪むという事実に基
づいている。歪みは先行の較正方法の間に較正部材を用
いて判定され、個々の各角度位置に対しその歪みから得
られる補正パラメータは、上記角度位置に形成されたＸ
線画像の補正のため使用される。この較正及び補正方法
は、引用文献Ｄ１に詳細に記載されている。Ｃ形アーム
が非常に剛性的であり、歪みがＸ線画像に影響を与える
ことがないならば、較正及び補正方法を省いても構わな
い。
の補正は、図１の装置１０、１１、１２、１３が、矢印
２０の両方向の回転の間に再現的に歪むという事実に基
づいている。歪みは先行の較正方法の間に較正部材を用
いて判定され、個々の各角度位置に対しその歪みから得
られる補正パラメータは、上記角度位置に形成されたＸ
線画像の補正のため使用される。この較正及び補正方法
は、引用文献Ｄ１に詳細に記載されている。Ｃ形アーム
が非常に剛性的であり、歪みがＸ線画像に影響を与える
ことがないならば、較正及び補正方法を省いても構わな
い。
【００２６】次のステップ１０５において、抽出された
構造の投影画像が、各差分画像Ｄ1．．．Ｄi ．．．Ｄ
n に対し１枚ずつ形成される。単一の投影画像に対する
上記演算を表わす図３には、Ｘ線源１２に対応した投影
中心１２０と、投影中心から放出した投影光線１２１
と、抽出された構造１２２とが示されている。位置がＸ
線画像ピックアップ装置１３に対応した投影画像は、参
照符号Ｐi で示される。かかる投影画像は、投影画像Ｐ
i の画素に到達する投影光線１２１上に抽出された構造
の中の少なくとも１個の体素が存在するかどうかが判定
されるように計算される。そのような体素が存在する場
合、適当な画像値がその画素に割り当てられ、存在しな
い場合、画像値０がその画素に割り当てられる。この過
程は全画素に対し繰り返されるので、構造の投影１２４
を表わす投影点Ｐi が得られる。この演算は、Ｘ線画像
又はＸ線画像から得られた差分画像が形成された装置１
２、１３の全ての角度位置に対し繰り返し行われる。
構造の投影画像が、各差分画像Ｄ1．．．Ｄi ．．．Ｄ
n に対し１枚ずつ形成される。単一の投影画像に対する
上記演算を表わす図３には、Ｘ線源１２に対応した投影
中心１２０と、投影中心から放出した投影光線１２１
と、抽出された構造１２２とが示されている。位置がＸ
線画像ピックアップ装置１３に対応した投影画像は、参
照符号Ｐi で示される。かかる投影画像は、投影画像Ｐ
i の画素に到達する投影光線１２１上に抽出された構造
の中の少なくとも１個の体素が存在するかどうかが判定
されるように計算される。そのような体素が存在する場
合、適当な画像値がその画素に割り当てられ、存在しな
い場合、画像値０がその画素に割り当てられる。この過
程は全画素に対し繰り返されるので、構造の投影１２４
を表わす投影点Ｐi が得られる。この演算は、Ｘ線画像
又はＸ線画像から得られた差分画像が形成された装置１
２、１３の全ての角度位置に対し繰り返し行われる。
【００２７】各投影画像Ｐi がこのようにして形成され
た場合に、関連したＸ線画像又は差分画像Ｄi が在り、
抽出された構造１２２に対する投影中心１２０及び投影
画像Ｐi の位置が、関連したＸ線画像の形成中に実際の
構造に対するＸ線源又はＸ線画像ピックアップ装置の位
置により判定される。かくして形成された合成投影画像
は、任意、選択性、色のついた対照を用いて、抽出され
た構造を表わし得る。従って、投影段階１０５の間に、
合成投影画像が各Ｘ線画像に対し形成され、投影画像に
投影された構造は、実際の画像を差分画像Ｄ1 ．．．Ｄ
i ．．．Ｄn 内に再生可能であるならば、実際の構造が
（場合によっては補正された）差分画像内に有する形状
及び位置と同一の形状及び位置を有する。
た場合に、関連したＸ線画像又は差分画像Ｄi が在り、
抽出された構造１２２に対する投影中心１２０及び投影
画像Ｐi の位置が、関連したＸ線画像の形成中に実際の
構造に対するＸ線源又はＸ線画像ピックアップ装置の位
置により判定される。かくして形成された合成投影画像
は、任意、選択性、色のついた対照を用いて、抽出され
た構造を表わし得る。従って、投影段階１０５の間に、
合成投影画像が各Ｘ線画像に対し形成され、投影画像に
投影された構造は、実際の画像を差分画像Ｄ1 ．．．Ｄ
i ．．．Ｄn 内に再生可能であるならば、実際の構造が
（場合によっては補正された）差分画像内に有する形状
及び位置と同一の形状及び位置を有する。
【００２８】次のステップ１０６の間に、本質的に脈管
系を表わす差分画像Ｄ1 ．．．Ｄi．．．Ｄn と、コン
ピュータ断層写真から得られた構造を表わす合成投影画
像Ｐ 1 ．．．Ｐi ．．．Ｐn とが重ね合わされ、幾何学
的に補正された関係にある二つの解剖学的構造を再生す
る重ね合わせ画像の系列Ｕ1 ．．．Ｕi ．．．Ｕn （図
４）が得られる。この画像系列は、次のステップ１０７
の間にモニタ上に表示可能であるので、実質的に処理の
計画、例えば、生検針を構造に導入するための経路のプ
リセット、又は、予め計算された生検経路の評価を容易
に実現する準三次元画像表現が得られる。生検経路は三
次元カーソルを用いて対話的に決められる。異なる投影
角度を有する２枚の重ね合わせ画像が表示されるステッ
プ１０８において、距離測定が静止画像表示を用いて実
施可能である。体積測定も同様に実施可能である。次
に、上記の方法の実行は終了する。
系を表わす差分画像Ｄ1 ．．．Ｄi．．．Ｄn と、コン
ピュータ断層写真から得られた構造を表わす合成投影画
像Ｐ 1 ．．．Ｐi ．．．Ｐn とが重ね合わされ、幾何学
的に補正された関係にある二つの解剖学的構造を再生す
る重ね合わせ画像の系列Ｕ1 ．．．Ｕi ．．．Ｕn （図
４）が得られる。この画像系列は、次のステップ１０７
の間にモニタ上に表示可能であるので、実質的に処理の
計画、例えば、生検針を構造に導入するための経路のプ
リセット、又は、予め計算された生検経路の評価を容易
に実現する準三次元画像表現が得られる。生検経路は三
次元カーソルを用いて対話的に決められる。異なる投影
角度を有する２枚の重ね合わせ画像が表示されるステッ
プ１０８において、距離測定が静止画像表示を用いて実
施可能である。体積測定も同様に実施可能である。次
に、上記の方法の実行は終了する。
【００２９】上記の如く、最初に、合成投影画像が計算
され（ステップ１０５）、記憶され、次に、個々の重ね
合わせ画像が形成される。しかし、Ｘ線画像（又はＸ線
画像から得られた差分画像）が比較的間断なく再生され
るとしても、Ｘ線画像又は差分画像の表示中に予め関連
した合成投影画像を計算し、その差分画像と、モニタ１
８上で計算された直後の投影画像とを重ね合わせてもよ
い。
され（ステップ１０５）、記憶され、次に、個々の重ね
合わせ画像が形成される。しかし、Ｘ線画像（又はＸ線
画像から得られた差分画像）が比較的間断なく再生され
るとしても、Ｘ線画像又は差分画像の表示中に予め関連
した合成投影画像を計算し、その差分画像と、モニタ１
８上で計算された直後の投影画像とを重ね合わせてもよ
い。
【００３０】立体画像が通例的な手段を用いた観察の間
に同時に再生される立体的な観察を実施してもよい。こ
の目的のために別個のＸ線画像を形成する必要はない。
約６°ずつ異なる２箇所の角度的位置から検査ゾーンを
再生する２枚の重ね合わせ画像、例えば、重ね合わせ画
像Ｕi-1 及びＵi+1 、又は、画像Ｕi 及びＵi+2 （図
４）を表示するだけで十分である。かかる立体的な再生
により、生検経路の計画だけではなく、重ね合わせ画像
中の立体的な測定を容易に行えるようになる。
に同時に再生される立体的な観察を実施してもよい。こ
の目的のために別個のＸ線画像を形成する必要はない。
約６°ずつ異なる２箇所の角度的位置から検査ゾーンを
再生する２枚の重ね合わせ画像、例えば、重ね合わせ画
像Ｕi-1 及びＵi+1 、又は、画像Ｕi 及びＵi+2 （図
４）を表示するだけで十分である。かかる立体的な再生
により、生検経路の計画だけではなく、重ね合わせ画像
中の立体的な測定を容易に行えるようになる。
【図１】本発明を実施するため好適である装置を概略的
に表わす図である。
に表わす図である。
【図２】画像処理演算の実行を説明するフローチャート
である。
である。
【図３】投影画像の計算の基礎となる幾何学的関係を表
わす図である。
わす図である。
【図４】重ね合わせ画像の系列を表わす図である。
１ 第１の画像化装置 ２ 第２の画像化装置 ３ 対象物 ４ 台 ５ 基準フレーム １０ Ｃ形アーム １１ スタンド １２ Ｘ線源 １３ Ｘ線画像ピックアップ装置 １４ アナログ−ディジタル変換器 １５ メモリ １６ 画像処理ユニット １７ 制御ユニット １８ モニタ ２０ Ｃ形アームの回転方向 １２０ 投影中心 １２１ 投影光線 １２２ 抽出された構造 １２４ 構造の投影
フロントページの続き (72)発明者 ライナー ハインリヒ コッペ ドイツ連邦共和国，22457 ハンブルク, ルーゲンベルガー・ヴェーク ３ (72)発明者 ジョン オプ デ ベーク オランダ国，5691 エルエックス ソン, グラーフショパド 14 (72)発明者 ハンス アエルツ オランダ国，5056 エヌケイ ベルケル エンショット，ドクトル・トムブロックラ ーン 12
Claims (9)
- 【請求項１】 第１の画像化装置を用いて二次元Ｘ線画
像の系列（Ｄ1 ．．．Ｄi ．．．Ｄn ）が形成され、デ
ィジタル的に記憶され、被検査対象物（３，５）が異な
る見方からＸ線画像ピックアップ装置上に投影されるＸ
線画像化方法であって、 ａ）第２の画像化装置（２）を用いて同一の被検査対象
物の三次元画像（ＣＴ 1 ．．．ＣＴm ）を形成する段階
と、 ｂ）上記の三次元画像から被検査対象物の関連した構造
（１２２）を得る段階と、 ｃ）個々のＸ線画像の形成中に実際の構造に対し使用さ
れた幾何学的パラメータと同一の幾何学的パラメータで
投影された上記得られた構造の合成二次元投影画像（Ｐ
1 ．．．Ｐi ．．．Ｐn ）を計算する段階と、 ｄ）上記の合成投影画像（Ｐ1 ．．．Ｐi ．．．Ｐn ）
と、同一の幾何学的条件下で形成されたＸ線画像
（Ｄ1 ．．．Ｄi ．．．Ｄn ）とを重ね合わせることに
より、重ね合わせ画像（Ｕ1 ．．．Ｕi ．．．Ｕn ）を
形成する段階と、 ｅ）重ね合わせ画像の系列（Ｕ1 ．．．Ｕi ．．．
Ｕn ）を表示する段階とからなることを特徴とする方
法。 - 【請求項２】 被検査対象物（３）の三次元画像を形成
すべく多数の平行スライスのコンピュータ断層写真（Ｃ
Ｔ1 ．．．ＣＴm ）を形成するＸ線コンピュータ断層撮
影装置（２）が上記第２の画像化装置として使用される
ことを特徴とする請求項１記載の方法。 - 【請求項３】 立体画像ペアを形成するため、上記重ね
合わせ画像の系列（Ｕ1 ．．．Ｕi ．．．Ｕn ）から取
得され、相互に数枚の重ね合わせ画像分ずつオフセット
されている２系列の画像が表示されることを特徴とする
請求項１記載の方法。 - 【請求項４】 患者の脈管系の画像化は、対照媒体で充
填された患者の脈管系を再生するＸ線画像の系列を形成
するため、Ｘ線画像の形成前に対照媒体を注入すること
を特徴とする請求項１記載の方法。 - 【請求項５】 対照媒体を用いることなく患者を再生す
る更なるＸ線画像の系列が一方のＸ線画像の系列から時
間的に僅かな間隔で形成され、 対応した上記の２系列のＸ線画像は、差分画像を形成す
るため互いに減算され、 上記差分画像及び上記合成投影画像は、重ね合わせ画像
を形成するため重ね合わされることを特徴とする請求項
４記載の方法。 - 【請求項６】 重ね合わせ段階（１０６）の前に第１の
記憶された補正パラメータの組を適用し、Ｘ線画像ピッ
クアップ装置（１３）に起因した歪みを補正する第１の
補正段階（１０３）を更に有することを特徴とする請求
項１記載の方法。 - 【請求項７】 重ね合わせ段階（１０６）の前に第２の
記憶された補正パラメータの組を適用し、Ｘ線画像ピッ
クアップ装置（１３）に対するＸ線源（１２）の相対位
置の変化に起因した画像変形を補正する第２の補正段階
（１０４）を更に有することを特徴とする請求項１記載
の方法。 - 【請求項８】 被検査対象物が異なる見方からＸ線画像
ピックアップ装置（１３）上に投影された二次元Ｘ線画
像の系列（Ｄ1 ．．．Ｄi ．．．Ｄn ）を形成するた
め、被検査対象物に対し調整可能なＸ線源（１２）及び
Ｘ線画像ピックアップ装置（１３）を備えた第１の画像
化装置（１）と、 Ｘ線画像を記憶する手段（１５）と、 プログラマブル画像処理手段（１６）とからなり、上記
プログラマブル画像処理手段は、 ｂ）第２の画像化装置（２）により形成された同一の被
検査対象物の三次元画像（ＣＴ1 ．．．ＣＴm ）から被
検査対象物（３）の関連した構造を取得し、 ｃ）個々のＸ線画像の形成中に実際の構造のため使用さ
れた幾何学的パラメータと同一の幾何学的パラメータを
用いて投影された上記の取得された構造の合成投影画像
（Ｐ1 ．．．Ｐi ．．．Ｐn ）を計算し、 ｄ）上記合成投影画像と、同一の幾何学的条件下で形成
されたＸ線画像とを重ね合わせることにより、重ね合わ
せ画像（Ｕ1 ．．．Ｕi ．．．Ｕn ）を形成し、 ｅ）上記重ね合わせ画像の系列を表示する処理演算が行
われるようにプログラムされている、請求項１記載の方
法を実施する装置。 - 【請求項９】 Ｘ線源（１２）及びＸ線画像ピックアッ
プ装置（１３）が取り付けられたＣ形アーム（１０）を
更に有し、 上記Ｃ形アームは環状経路に沿って複数の照射位置に移
動可能であることを特徴とする請求項８記載の装置。
Applications Claiming Priority (2)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| DE19620371:6 | 1996-05-21 | ||
| DE19620371A DE19620371A1 (de) | 1996-05-21 | 1996-05-21 | Röntgenaufnahme-Verfahren |
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|---|---|---|---|
| JP2008033638A Division JP4355746B2 (ja) | 1996-05-21 | 2008-02-14 | Ｘ線画像化方法 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH1057365A true JPH1057365A (ja) | 1998-03-03 |
| JP4130244B2 JP4130244B2 (ja) | 2008-08-06 |
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| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP12845697A Expired - Fee Related JP4130244B2 (ja) | 1996-05-21 | 1997-05-19 | Ｘ線画像化方法 |
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