DE10010724A1 - Verfahren und Einrichtungen zur Stereo-Radiographie - Google Patents
Verfahren und Einrichtungen zur Stereo-RadiographieInfo
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Abstract
Es wird ein digitales radiographisches Bildgebungssystem beschrieben, das eine automatische Röntgenstrahlungssequenz enthält, während der zwei aufeinanderfolgende Bilder von einem Ziel aus zwei Ansichten erhalten werden, die durch eine Verschiebung des Röntgenemitters getrennt sind, wobei diese Verschiebung im allgemeinen parallel zur Ebene des Röntgendetektors orientiert ist. Die zwei von dem digitalen Röntgendetektor gewonnenen Bilder können dann kombiniert werden unter Verwendung von Stereo-Rekonstruktion, um ein dreidimensionales Bild von dem Inneren des Ziels zu generieren. Die dreidimensionale Kombination von Bildern gestattet eine bessere radiographische Definition von interessierenden klinischen Objekten, wodurch die Fähigkeit eines Radiologen vergrößert wird, zwischen normalen und pathologischen Strukturen zu unterscheiden und diese zu erfassen.
Description
Die Erfindung bezieht sich allgemein auf radiographi
sche Bildgebung und insbesondere auf Verfahren und Einrichtun
gen zum Erzeugen stereoskopischer (dreidimensionaler) radiogra
phischer Bilder.
Das klassische radiographische oder "Röntgen"-Bild wird
dadurch erhalten, dass ein abzubildendes Objekt zwischen einem
Röntgenemitter (d. h. eine Röntgenröhre) und einem Röntgendetek
tor angeordnet wird. Emittierte Röntgenstrahlen treten durch
das Objekt hindurch, um auf den Detektor aufzutreffen, wobei
sich die Antwort des Detektors über seiner Fläche als eine
Funktion der Intensität der auftreffenden Röntgenstrahlen än
dert. Da die Intensität der auf den Detektor auftreffenden
Röntgenstrahlen weitgehend eine Funktion der Dichte des Objek
tes entlang der Bahn der Röntgenstrahlen ist, empfängt der De
tektor ein Schattenbild des Objektes, das dann durch Röntgen
techniker, z. B. Radiologen, betrachtet und analysiert werden
kann. Im Falle analoger radiographischer Systeme wird der De
tektor von einem Röntgenfilm gebildet, wogegen digitale radio
graphische Systeme Festkörper-Detektorkomponenten (z. B. Szin
tillator-Photodioden-Felder) haben, wodurch das Bild in elek
tronischer Form geliefert wird.
Eine Schwierigkeit, die üblicherweise bei der Analyse
von radiographischen Bildern auftritt, ist die richtige Identi
fikation von Objekten, die in dem Bild enthalten sind. Als ein
Beispiel ist die Identifikation von Organen und anderen Körper
strukturen besonders wichtig bei der radiographischen Thorax-
Bildgebung (Röntgenbilder der Brust). Bei dem häufigsten Typ
von Brust-Röntgenbildern wird ein Patient seine/ihre Brust ge
gen einen Detektor anordnen und der Emitter wird aktiviert, um
Röntgenstrahlen von hinten nach vorne durch den Patienten hin
durch und in den Detektor zu senden. Wenn das Bild gemacht ist,
dann muss ein Radiologe das Bild systematisch auswerten, um die
Brustwand, das Zwerchfell, die Lungen, das Brustfell (Pleura)
das Mittelfell (Mediastinum) usw. zu identifizieren. Um Dinge
von medizinischer Wichtigkeit richtig zu identifizieren und zu
analysieren, ist es wünschenswert, extrem kleine Objekte auf
dem Bild identifizieren zu können, z. B. so kleine Einzelheiten
von 0,7-2,0 mm nahe der Mitte der Lungen und 0,3-2,0 mm nahe
ihren Umfängen. Es ist jedoch für einen Radiologen schwierig,
solch kleine Objekte auf einem zweidimensionalen Bild zu iden
tifizieren, insbesondere da sich einige Objekte überlappen kön
nen und es schwierig ist, ihre Grenzen genau zu unterscheiden.
Es ist Aufgabe der Erfindung, Einrichtungen und Verfah
ren zur stereoskopischen radiographischen Bildgebung zu schaf
fen, die eine dreidimensionale Betrachtung des Inneren von ei
nem geröntgten Ziel gestatten, wodurch es einfacher gemacht
wird, kleine Objekte darin zu sehen und genau zu identifizie
ren. Die Erfindung wird vorzugsweise unter Verwendung eines di
gitalen radiographischen Standard-Bildgebungssystems implemen
tiert, bei dem ein Röntgenemitter aktiviert werden kann, um ein
Röntgenbündel durch ein Ziel hindurch und in Richtung auf einen
digitalen Röntgendetektor zu emittieren. Dadurch wird auf dem
Röntgendetektor ein Bild von einem Ziel erzeugt, das zwischen
dem Röntgenemitter und dem Röntgendetektor ruht. Wenn die Er
findung angewendet wird, wird zunächst der Röntgenemitter akti
viert, um ein Röntgenbündel von einer ersten bildgebenden Posi
tion relativ zu dem Röntgendetektor zu emittieren, um dadurch
ein erstes Bild von dem Ziel zu erhalten. Dann wird der Röntge
nemitter durch einen Aktuator entlang einer Bahn in einer Bil
debene bewegt, die wenigstens im wesentlichen parallel zu dem
Röntgendetektor orientiert ist, bis der Röntgenemitter in einer
zweiten Bildgebungsposition relativ zu dem Röntgendetektor an
geordnet ist. Dann wird der Röntgenemitter aktiviert, um das
Röntgenbündel von der zweiten Bildgebungsposition zu emittie
ren, um dadurch ein zweites Bild von dem Ziel zu erhalten. Auf
grund der unterschiedlichen Orte des Röntgenemitters, wenn die
ersten und zweiten Bilder erhalten werden, stellen die ersten
und zweiten Bilder eine Parallaxe dar, das heißt, eine schein
bare Verschiebung der in den Bildern enthaltenen Objekte auf
grund der Verschiebung des Röntgenemitters. Die ersten und
zweiten Bilder können dann stereoskopisch kombiniert werden, um
so von einem Betrachter als ein einziges dreidimensionales Bild
wahrgenommen zu werden, beispielsweise indem die ersten und
zweiten Bilder in rascher Folge bildlich dargestellt und je
weils das rechte und linke Auge des Betrachters in Synchronisa
tion mit der bildlichen Darstellung maskiert wird, so dass je
des Auge nur eines der Bilder sieht. Wenn die Darstellungen der
ersten und zweiten Bilder schnell genug wechseln (z. B. mehrere
Male pro Sekunde), werden die getrennten Bilder als ein einzi
ges Bild wahrgenommen aufgrund der Augenträgheit bzw. Persi
stenz des Netzhauteindruckes, und die Parallaxe innerhalb der
Bilder wird als Tiefe wahrgenommen.
Bei diesem Verfahren ist es auch möglich, den Röntgen
detektor mit einem Aktuator zu versehen, so dass er anstelle
von (oder zusätzlich zu) dem Röntgenemitter bewegt werden kann,
um dadurch den Röntgenemitter in den unterschiedlichen ersten
und zweiten Bildgebungspositionen relativ zu dem Röntgendetek
tor anzuordnen. Es sei darauf hingewiesen, dass, wenn sowohl
der Röntgenemitter als auch der Röntgendetektor bewegt werden -
beispielsweise in entgegengesetzten Richtungen entlang paralle
len Bahnen - jeder nur um die Hälfte der Strecke bewegt werden
muss, die der Röntgenemitter oder der Röntgendetektor alleine
bewegt werden müssten, um die gleiche Parallaxe zu erzeugen.
Dies kann insofern vorteilhaft sein, als kleinere und billigere
Aktuatoren verwendet werden können, um die Bewegung herbeizu
führen. Da zusätzlich der Emitter und der Detektor gleichzeitig
um kürzere Strecken bewegt werden, ist weniger Zeit erforder
lich, um die gleiche Gesamtbewegung zu erhalten. Dies kann in
sofern hilfreich sein, als es häufig wünschenswert ist, die
beiden ersten und zweiten Bilder innerhalb der Zeit zu erhal
ten, in der ein Patient seinen/ihren Atem ohne Beschwerden an
halten kann.
Es ist auch wünschenswert, den Röntgenemitter unter
schiedlich zu orientieren, wenn er in den ersten und zweiten
Bildgebungspositionen ruht, so dass sich die Achsen der Rönt
genbündel, die an den ersten und zweiten Bildgebungspositionen
emittiert werden, vorzugsweise an oder nahe an dem Röntgende
tektor schneiden. Mit anderen Worten, wenn der Röntgenemitter
und/oder der Röntgendetektor verschoben wird bzw. werden, um
den Röntgenemitter in den ersten und zweiten Bildgebungsposi
tionen relativ zum Röntgendetektor anzuordnen, ist es auch vor
zuziehen, den Röntgenemitter und/oder den Röntgendetektor zu
drehen, so dass die Achsen der emittierten Röntgenbündel immer
auf der gleichen Fläche auf dem Röntgendetektor zentriert sind.
Dies wird den Effekt haben, die ersten und zweiten Bilder um
etwa die gleiche Fläche auf dem Detektor (und Ziel) zu zentrie
ren. Da beide Bilder im wesentlichen die gleichen abgebildeten
Objekte hervorheben werden, gestattet dies ein größeres effek
tives Sichtfeld, wenn die ersten und zweiten Bilder stereosko
pisch kombiniert werden.
Die Erfindung gestattet vorteilhafter Weise auch die
Messung der Tiefen der Objekte, die in den ersten und zweiten
Bildern angeordnet sind. Da die relativen Orte des Röntgenemit
ters und Röntgendetektors bekannt sind, wenn der Röntgenemitter
an den ersten und zweiten Positionen ist, und da der Quelle-zu-
Bild-Abstand (SID von Source-to Image-Distanz) zwischen dem
Röntgenemitter und dem Röntgendetektor im allgemeinen bekannt
ist, können diese Daten zu den Abständen zwischen den in den
ersten und zweiten Bildern enthaltenen Objekten in Beziehung
gesetzt werden, um eine Berechnung der Tiefen dieser Objekte
innerhalb des Ziels zu gestatten.
Es sei darauf hingewiesen, dass die erfindungsgemäßen
Verfahren und Einrichtungen auch mehr als zwei Bilder von dem
Ziel erhalten und stereoskopisch kombinieren können. Als ein
Beispiel können drei Bilder von dem Ziel sukzessive erhalten
werden, jedes von einer unterschiedlichen Bildgebungsposition.
Alle Bilder oder gewählte Paare der Bilder können dann stereo
skopisch kombiniert werden. Es sollte klar sein, dass eine ste
reoskopische Kombination von jedem Bildpaar für eine unter
schiedliche Ansicht des Ziels sorgt als ein anderes Paar von
Bildern. Ferner gestatten einige bekannte Verfahren der stereo
skopischen Kombination eine Kombination von zahlreichen Bil
dern, um ein dreidimensionales Bild zu liefern, beispielsweise
wo die mehreren Bilder verschachtelt sind und dann durch ein
Linsenfeld betrachtet werden, um eine dreidimensionale Ansicht
von den Bildern zu erzeugen.
Weitere Vorteile, Merkmale und Aufgaben der Erfindung
werden aus der folgenden detaillierten Beschreibung der Erfin
dung in Verbindung mit der beigefügten Zeichnung deutlich.
Die Figur ist eine perspektivische Ansicht von einem
Ausführungsbeispiel eines Stereo-Radiographiesystems gemäß der
Erfindung.
Die einzige Figur stellt ein erstes Ausführungsbeispiel
eines Stereo-Radiographiesystems dar, das allgemein mit der Be
zugszahl 10 versehen ist. Die Hauptkomponenten des dargestell
ten Systems umfassen einen Röntgenemitter 12 und einen Röntgen
detektor 14, zwischen denen ein Ziel angeordnet ist, das ge
röntgt werden soll, und eine Verarbeitungs- und Displaystation
16, in der Steuerungen für den Emitter 12 und den Detektor 14
vorgesehen sind und an der Bilder des geröntgten Ziels darge
stellt werden. Es sei bemerkt, dass der Emitter 12 in der Figur
zwei Mal gezeigt ist, nicht weil zwei Emitter 12 erforderlich
sind, sondern vielmehr um die Bewegung des Emitters 12 von ei
ner ersten Bildgebungsposition A zu einer zweiten Bildgebungs
position B zu zeigen. Es wird nun jede der vorgenannten Kompo
nenten einzeln erläutert.
Der Röntgenemitter 12 ist auf einem Wagen bzw. Schlit
ten 20 angebracht, der z. B. durch einen Aktuator 22 betätigt
werden kann, um auf Schienen 24 zu gleiten, um den Wagen 20
entlang einer Bahn zu verschieben, die im allgemeinen parallel
zu der Ebene des Röntgendetektors 14 orientiert ist, d. h. in
der in der Figur dargestellten X-Richtung. Aus Gründen, die
nachfolgend näher erläutert werden, ist der Röntgenemitter 12
vorzugsweise an dem Wagen 20 durch ein Gelenk 26 angebracht,
wodurch der Röntgenemitter 12 betätigt werden kann, um sich um
eine Achse parallel zum Röntgendetektor 14 und senkrecht zur
Verschiebungsbahn des Röntgenemitters 12 zu drehen. Wo also der
horizontal orientierte Röntgendetektor 14 verwendet wird (d. h.
der Röntgendetektor 14 ist in der xy Ebene), gestattet das Ge
lenk 26 eine Betätigung des Röntgenemitters 12, um sich um die
dargestellte Achse zu drehen. Abgesehen von der Bewegung in
diesen zwei Freiheitsgraden könnten der Röntgenemitter 12 und
der Wagen 20 auch so eingerichtet sein, dass sie sich auch in
anderen Dimensionen verschieben und/oder drehen. Beispielsweise
kann eine Teleskopsäule 28 zwischen dem Wagen 20 und dem Rönt
genemitter 12 vorgesehen sein, damit sich der Röntgenemitter 12
in der Z-Richtung verschieben kann; die Säule 28 kann auf
Schienen/Gleitbahnen auf dem Wagen 20 angeordnet sein, um sich
in der Y-Richtung zu verschieben; zusätzliche Gelenke könnten
vorgesehen sein, um eine Drehung des Röntgenemitters 12 um die
X und die Z Achsen zu gestatten, usw. Diese Bewegungen verbes
sern zwar die Vielseitigkeit der Erfindung, sie sind aber nicht
notwendig. Für die Zwecke der Erfindung muss der Röntgenemitter
12 lediglich in der Lage sein, sich in wenigstens einer Dimen
sion zu verschieben, die im allgemeinen parallel zur Ebene des
Röntgendetektors 14 orientiert ist, und es ist ferner besonders
vorteilhaft, wenn sich der Röntgenemitter 12 um wenigstens eine
Achse parallel zur Ebene des Röntgendetektor 14 drehen kann.
Bezüglich des Aktuators 22 kann jede Anzahl bekannter
Servomotorsysteme oder anderer Aktuatoren verwendet werden, um
den Wagen 20 entlang den Schienen 24 und um das Gelenk 26 anzu
treiben. In der Praxis können der Aktuator 22 und die Schienen
24 dadurch ausgebildet werden, dass Schienen des Radiographi
schen Aufhängesystems S3805XT von General Electric Medical Sy
stems mit VIOLIN und SDC Servomotor/Steuersystemen (Elmo Motion
Control Ltd., Petach-Tikuva, Israel) ausgerüstet werden.
Der Röntgendetektor 14, der eine im wesentlichen ebene
Konfiguration hat, wie es oben ausgeführt wurde, ist ein digi
taler Detektor und kein analoger Detektor. Es sei darauf hinge
wiesen, dass der Detektor 14 zwar als horizontal orientiert
dargestellt ist, wie es üblich ist, wo Detektoren in Kombinati
on mit Beobachtungstischen vorgesehen sind, könnte der Detektor
14 in einer Vielfalt anderer Orientierungen angeordnet sein
(wie es beispielsweise durch den vertikal orientierten Detektor
18 angegeben ist, der in der Figur gestrichelt gezeigt ist).
Wie nachfolgend genauer erläutert wird, kann der Röntgendetek
tor 14 ähnlich wie der Röntgenemitter 12 ebenfalls so einge
richtet sein, dass er sich relativ zu dem Röntgenemitter 12
verschieben und/oder drehen kann. Als ein Beispiel gestatten in
der Figur die Schienen 26, dass sich der Röntgendetektor 14 li
near in bezug auf den Röntgenemitter 12 verschieben kann. Eine
Bewegung des Röntgendetektors 14 kann, wenn sie vorgesehen ist,
anstelle von oder zusätzlich zu der Bewegung des Röntgenemit
ters 12 vorhanden sein. Wenn sowohl der Röntgenemitter 12 als
auch der Röntgendetektor 14 für eine Bewegung eingerichtet
sind, sollte ihre Bewegung vorzugsweise entlang parallelen Bah
nen auftreten, und ihre Drehung sollte vorzugsweise um paralle
le Achsen erfolgen.
In der vorstehend beschriebenen Anordnung ist ein Ziel,
das radiographisch abgebildet werden soll, zwischen dem Röntge
nemitter 12 und dem Röntgendetektor 14 (oder 18) so angeordnet,
dass emittierte Röntgenstrahlen durch das Ziel hindurchtreten,
um auf den Röntgendetektor aufzutreffen, wie es bei radiogra
phischen Bildgebungssystemen üblich ist. Eine Steuerung (die
nicht gezeigt ist, die aber vorzugsweise in der Verarbeitungs-
und Displaystation 16 enthalten ist) verschiebt dann den Rönt
genemitter 12 entlang den Schienen 24 um eine ausreichende
Strecke, damit Bilder, die von dem Röntgenemitter 12 und dem
Röntgendetektor 14 vor und nach der Verschiebung generiert wer
den, eine Parallaxentrennung zwischen Objekten innerhalb der
Bilder zeigen werden. Diese Verschiebungs- und Bildgebungs
schritte erfolgen idealerweise während einer Zeitperiode, die
ausreichend kurz ist, damit ein Patient ohne Beschwerden seinen
(ihren) Atem anhalten kann (vorzugsweise nicht mehr als sechs
Sekunden und vorzugsweise in der Größenordnung von einer Sekun
de oder weniger). Wie nachfolgend erläutert wird, können die
Bilder dann kombiniert werden, um eine stereoskopische (drei
dimensionale) Ansicht des Ziels hervorzurufen. Im allgemeinen
kann ein stereoskopisches Bild mit hoher Auflösung erzeugt wer
den, wenn der Winkel, der von dem Röntgenemitter 12 in bezug
auf den Mittelpunkt seiner Schwenkbewegung auf dem Röntgende
tektor 14 überstrichen wird, zwischen 3-8 Grad misst. Für einen
Standard-SID (Quelle-zu-Bild-Abstand, d. h. den Abstand zwischen
dem Röntgenemitter 12 und dem Röntgendetektor 14) von 180 cm
entspricht ein Winkel von acht Grad einer Verschiebung von etwa
25 cm für den Röntgenemitter, wogegen ein Winkel von drei Grad
einer Verschiebung von etwa 9,5 cm entspricht. Derartige Strec
ken sind von Servomotoren vernünftiger Qualität innerhalb des
Zeitrahmens, in dem ein Patient den Atem anhalten kann, auf
einfache Weise erzielbar.
Wenn die ersten und letzten Bilder erhalten sind, wer
den sie durch eine gewisse Form von Mitteln verarbeitet, um ei
ne stereoskopische Ansicht der Zielfläche aus den ersten und
letzten Bildern zu erzeugen. In dem in Fig. 1 dargestellten
Bildgebungssystem 10 enthält die Verarbeitungs- und Displaysta
tion 16 einen Bildschirm 30, auf dem die ersten und letzten
Bilder in einer rasch wechselnden Folge dargestellt werden. Es
sind zwei Augengläser 32 vorgesehen, in denen zwei Öffnungen 34
ausgebildet sind, eine für jedes Auge eines Betrachters. Die
Öffnungen 34 sind jeweils angepasst, schnell zu öffnen und zu
schließen in wechselnder Folge in Synchronisation mit den ab
wechselnden Bildern auf dem Bildschirm 30; somit wird eines der
ersten und letzten Bilder immer durch die eine Öffnung 34 be
trachtet, und das andere der ersten und letzten Bilder wird im
mer durch die andere Öffnung 34 betrachtet. Stereoskopische
Bildgeneratoren dieses Typs sind bekannt und werden (beispiels
weise) von dem CrystalEyes System (StereoGraphics Corporation,
San Rafael, CA, USA) geliefert, wobei die Öffnungen 34 der Au
gengläser 32 Flüssigkristall-Displays sind, die gestatten, dass
das linke Auge eines Betrachters nur eines der ersten und letz
ten Bilder sieht und das rechte Auge nur das andere Bild sieht,
wobei der Bildschirm 30 die ersten und letzten Bilder 120 mal
pro Sekunde wechselt. Als Ergebnis nimmt ein menschlicher Be
trachter die getrennten Bilder effektiv als ein einziges drei
dimensionales Bild wahr. Vorteilhafter Weise kommunizieren die
CrystalEyes Augengläser 32 mit dem Bildschirm 30 durch ein In
frarot-Signal, wodurch eine Anzahl von Augengläsern 32 durch
eine Anzahl von Betrachtern gleichzeitig getragen werden kann
mit einer vollständigen Bewegungsfreiheit innerhalb von etwa
2,5-3 m (8-10 Fuß) von der Verarbeitungs- und Displaystation 16.
Es können auch andere Einrichtungen zum stereoskopischen Kombi
nieren der getrennten Bilder zusätzlich oder alternativ anstel
le des CrystalEyes Systems verwendet werden, wobei nahezu jede
derartige bekannte Einrichtung zur Verwendung in Verbindung mit
der Erfindung geeignet ist. Als Beispiele können duale Bilder
kombiniert werden unter Verwendung einer breiten Vielfalt be
kannter Einrichtungen, wodurch jede Öffnung von einem Paar von
Augengläsern 32 das eine Bild gegen eine Betrachtung maskiert
(wie z. B. bei üblichen rot/grün "3-D Gläsern"), und eine größe
re Zahl von Bildern kann kombiniert werden durch Verschachteln
der Bilder und Bereitstellen von Linsenarrays oder Schirmen,
die gestatten, dass nur gewisse Teile von gewissen Bildern aus
gewissen Winkeln sichtbar sind.
Da die Verarbeitungs- und Displaystation 16 Bilder in
digitaler Form empfängt und verarbeitet, können Orte bzw. Lagen
von in den Bildern enthaltenen Objekten verglichen werden und
ihre Tiefen in dem Ziel können quantifiziert werden. Wenn der
visuelle Trennungswinkel zwischen dem Ziel/Detektor 14 bekannt
ist (und im allgemeinen wird er bekannt sein, da der Quelle-zu-
Bild-Abstand im allgemeinen bekannt oder leicht messbar ist und
da der Abstand zwischen den ersten und letzten Orten des Rönt
genemitters 12 bekannt ist), können die Tiefen der Objekte in
nerhalb des Ziels unter Verwendung üblicher Stereo-Berechnungen
auf einfache Weise berechnet werden. Dieser Schritt kann bei
spielsweise dadurch ausgeführt werden, dass ein bewegbarer Cur
sor auf dem Bildschirm 30 vorgesehen wird, wodurch Betrachter
bestimmte Objekte wählen können, und die Verarbeitungs- und
Displaystation 16 kann dann die notwendigen Messungen und Be
rechnungen ausführen, um die berechneten Tiefen der gewählten
Objekte bildlich darzustellen.
Wie oben ausgeführt wurde, ist es vorteilhaft, die Ver
schiebung des Röntgenemitters 12 mit der Drehung des Emitters
12 in einer Ebene zu koppeln, die parallel zu der Bahn ist,
entlang der sich der Röntgenemitter verschiebt, und die auch
senkrecht zu der Ebene des Röntgendetektors 14 ist. Eine derar
tige Drehung ist wünschenswert, damit das Röntgenbündel um die
gleiche Fläche auf dem Röntgendetektor 14 in sowohl den ersten
als auch letzten Positionen A und B des Röntgenemitters 12 zen
triert werden kann (wie es in der Figur dargestellt ist). Diese
Drehung ist nicht absolut notwendig, da ein geeignetes stereo
skopisches Bild aus Bildern konstruiert werden kann, die ge
macht werden, wenn der Röntgenemitter 12 einfach in einer Ebene
parallel zum Röntgendetektor 14 verschoben wird. Jedoch leidet
die Kombination derartiger Bilder unter einer Verkleinerung in
der Feldbreite, da jedes Bild Abschnitte des Ziels enthält, die
das andere nicht enthält, und diese Flächen von den Bildern
können nicht stereographisch kombiniert werden.
Wie vorstehend auch schon ausgeführt wurde, ist es mög
lich, anstelle des Röntgenemitters 12 den Röntgendetektor 14 zu
verschieben und Bilder des Ziels vor und nach einer derartigen
Verschiebung zu erhalten. In dieser Situation muss nur der De
tektor 14 verschoben werden und der Röntgenemitter 12 kann im
mobil gehalten werden (oder kann gedreht werden, so dass sowohl
die ersten als auch die letzten Bilder um die gleiche Fläche
auf dem Ziel/Detektor 14 zentriert sind). Da diese Anordnung
lediglich die Relativbewegung von dem Röntgenemitter 12 und dem
Röntgendetektor 14 umkehrt, gestattet dies im wesentlichen die
gleichen Bilder, als wenn nur der Emitter 12 bewegt wird.
In weiteren Ausführungsbeispielen der Erfindung können
sowohl der Röntgenemitter 12 als auch der Röntgendetektor 14
gleichzeitig in entgegengesetzten Richtungen bewegt werden, um
die Positionierung des Emitters 12 in bezug auf den Detektor 14
zu bewirken. Diese Anordnung kann gestatten, dass das Ausmaß
der Verschiebung und/oder Drehung von jeweils dem Röntgenemit
ter 12 und/oder dem Röntgendetektor 14 um bis zur Hälfte ver
kleinert wird, wodurch weniger Zeit für den Emitter 12 und den
Detektor 14 erforderlich ist, um die Positionierung in ihren
ersten und letzten Lagen zu erreichen. Dies ist zwar scheinbar
nicht sehr signifikant, es ist aber trotzdem recht vorteilhaft
insofern als der Röntgenemitter 12 und/oder der Röntgendetektor
14 etwas massiv sein können, und kleinere Bewegungsbereiche
können die Verwendung von billigeren Servo-Steuersystemen, kür
zere Verzögerungszeiten zwischen dem Erhalt der ersten und
letzten Bilder (und somit eine kürzere Zeit, in der ein Patient
seinen/ihren Atem anhalten muss) und/oder sanftere Beschleuni
gungen während der Verschiebung gestatten (was geringere
Schwingungen im Röntgenemitter 12 und dem Röntgendetektor 14
beim Stoppen zur Folge hat, was hilfreich ist, da derartige
Schwingungen zu einem Verlust an Auflösung in dem stereoskopi
schen Bild führen können).
Zwar ist der Röntgenemitter 12 so dargestellt, dass er
an der Decke angebracht und der Röntgendetektor 14 auf einem
Boden angebracht ist, aber es ist verständlich, dass der Rönt
genemitter 12 und/oder der Röntgendetektor 14 auch in vielen
anderen Anordnungen angebracht sein können. Als Beispiele könn
te der Röntgenemitter 12 für eine Verschiebung entlang dem Bo
den und/oder der Wand angebracht sein und der Röntgendetektor
14 könnte sich entlang einer Wand und/oder der Decke verschie
ben, usw.
Die Erfindung soll aber nicht auf die hier beschriebe
nen bevorzugten Ausführungsbeispiele beschränkt sein, sondern
es sind weitere Ausführungsbeispiele möglich. Es sei darauf
hingewiesen, dass in den Ansprüchen die Mittel-Plus-Funktion-
Merkmale die oben beschriebenen Strukturen, wie sie ihre ange
gebene Funktion ausführen, und auch sowohl strukturelle Äquiva
lente als auch äquivalente Strukturen umfassen sollen. Als ein
Beispiel brauchen zwar ein Nagel und eine Schraube nicht struk
turelle Äquivalente zu sein, insofern als ein Nagel eine zylin
drische Fläche verwendet, um Teile aneinander zu befestigen,
wogegen eine Schraube eine wendelförmige Fläche verwendet, aber
im Kontext von Befestigungsteilen sind ein Nagel und eine
Schraube äquivalente Strukturen.
Claims (19)
1. Verfahren zur radiographischen Bildgebung ent
haltend:
- a) Anordnen eines Ziels (18) zwischen einem Röntge nemitter (12) und einem Röntgendetektor (14), wobei der Rönt gendetektor (14) wenigstens im wesentlichen planar ist und der Röntgenemitter (12) aktiviert werden kann, um ein Röntgenbündel in Richtung auf den Röntgendetektor (14) zu emittieren, wobei das Röntgenbündel um eine Röntgenbündelachse zentriert ist,
- b) Aktivieren des Röntgenemitters (12) zum Emittie ren des Röntgenbündels aus einer ersten Bildgebungsposition (A) relativ zu dem Röntgendetektor (14), wobei die erste Bildge bungsposition in einer Bildgebungsebene angeordnet ist, die we nigstens im wesentlichen parallel zum Röntgendetektor (14) ist, wodurch ein erstes Bild des Ziels (18) erhalten wird,
- c) schnelles Bewegen des Röntgenemitters (12) und/oder Röntgendetektors (14) zum Anordnen des Röntgenemitters (12) in einer zweiten Bildgebungsposition (B) relativ zum Rönt gendetektor (14), wobei die zweite Bildgebungsposition in der Bildebene angeordnet ist,
- d) Aktivieren des Röntgenemitters (12) zum Emittie ren des Röntgenbündels aus der zweiten Bildgebungsposition (B), um dadurch ein zweites Bild von dem Ziel (18) zu erhalten,
- e) stereoskopisches Kombinieren der ersten und zweiten Bilder.
2. Verfahren nach Anspruch 1, wobei der Röntgende
tektor (14) immobil gehalten wird und der Röntgenemitter (12)
bewegt wird.
3. Verfahren nach Anspruch 1, wobei der Röntgene
mitter (12) immobil gehalten wird und der Röntgendetektor (14)
bewegt wird.
4. Verfahren nach Anspruch 1, wobei sowohl der
Röntgenemitter (12) als auch der Röntgendetektor (14) bewegt
werden.
5. Verfahren nach Anspruch 4, wobei der Röntgene
mitter (12) und der Röntgendetektor (14) entlang parallelen und
entgegengesetzten Bahnen verschoben werden.
6. Verfahren nach Anspruch 1, wobei das stereosko
pische Kombinieren der ersten und zweiten Bilder die Schritte
enthält:
- a) abwechselndes bildliches Darstellen der ersten und zweiten Bilder in rascher Folge und
- b) gleichzeitiges abwechselndes Verdecken der An sicht der ersten und zweiten Bilder von jeweils einem der rech ten und linken Augen eines Betrachters.
7. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 6, wo
bei in den ersten und zweiten Bildgebungspositionen (A, B) die
Röntgenbündelachse in unterschiedlichen Winkeln in bezug auf
den Röntgendetektor (14) orientiert wird.
8. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 7, wo
bei die Röntgenbündelachse mit der gleichen Fläche auf dem
Röntgendetektor (14) koinzidiert, wenn der Röntgenemitter (12)
an der ersten Bildgebungsposition und an der zweiten Bildge
bungsposition ist.
9. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 8, wo
bei die Röntgenbündelachse, wenn der Röntgenemitter (12) an der
ersten Bildgebungsposition ist, die Röntgenbündelachse, wenn
der Röntgenemitter an der zweiten Bildgebungsposition ist,
schneidet.
10. Verfahren nach Anspruch 9, wobei der Schnitt
punkt der Röntgenbündelachsen wenigstens soweit von dem Röntge
nemitter (12) entfernt ist wie der Röntgendetektor (14).
11. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 10, wo
bei die Röntgenbündelachse an der ersten Bildgebungsposition in
einem Winkel in bezug auf die Röntgenbündelachse an der zweiten
Position orientiert ist, wobei dieser Winkel größer als 0 Grad
und kleiner als 10 Grad ist.
12. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 11,
enthaltend die Schritte:
- a) Messen des Ortes des Röntgenemitters (12) an der ersten Bildgebungsposition,
- b) Messen des Ortes des Röntgenemitters (12) an der zweiten Bildgebungsposition,
- c) Messen der Abstände zwischen Objekten, die in dem ersten Bild enthalten sind,
- d) Messen der Abstände zwischen Objekten, die in dem zweiten Bild enthalten sind,
- e) Verwenden der gemessenen Orte und Abstände gemäß den Schritten a.-d., um die relativen Tiefen von Objekten in den ersten und zweiten Bildern zu ermitteln.
13. Radiographisches Bildgebungssystem enthaltend:
eines ersten Bildes des Zielbereiches, wobei der Rönt genemitter in einer ersten Bildgebungsposition in einer Bilde bene angeordnet ist, die wenigstens im wesentlichen parallel zur Ebene des Röntgendetektors ist, und
eines zweiten Bildes des Zielbereiches, wobei der Rönt genemitter in einer zweiten Bildgebungsposition in der Bildebe ne angeordnet ist.
- a) einen Röntgenemitter (12), der zum Emittieren eines Röntgenbündels betätigbar ist, das um eine Röntgenbünde lachse zentriert ist,
- b) einen Röntgendetektor (14) mit einer im allge meinen planaren Konfiguration, wobei der Röntgendetektor (14) in der Bahn des Röntgenbündels angeordnet ist, um dadurch ein Bild zu generieren, wenn der Röntgendetektor (14) das Röntgen bündel empfängt,
- c) einen Zielbereich, der zwischen dem Röntgende tektor und dem Röntgenemitter angeordnet ist und in dem ein ra diographisch abzubildendes Ziel angeordnet sein kann,
eines ersten Bildes des Zielbereiches, wobei der Rönt genemitter in einer ersten Bildgebungsposition in einer Bilde bene angeordnet ist, die wenigstens im wesentlichen parallel zur Ebene des Röntgendetektors ist, und
eines zweiten Bildes des Zielbereiches, wobei der Rönt genemitter in einer zweiten Bildgebungsposition in der Bildebe ne angeordnet ist.
14. Radiographisches Bildgebungssystem nach Anspruch
13, wobei ein Emitter-Aktuator (22) vorgesehen ist, der be
triebsmäßig dem Röntgenemitter (12) zugeordnet ist und der be
tätigbar ist zum Bewegen des Röntgenemitters (12) über eine
Bahn innerhalb der Bildebene.
15. Radiographisches Bildgebungssystem nach Anspruch
13 oder 14, wobei ein Detektor-Aktuator vorgesehen ist, der be
triebsmäßig dem Röntgendetektor (14) zugeordnet ist und der be
tätigbar ist zum Bewegen des Röntgendetektors (14) über eine
Bahn parallel zur Bildebene.
16. Radiographisches Bildgebungssystem nach einem
der Ansprüche 13 bis 15, wobei:
die Röntgenbündelachse in einem ersten Winkel in bezug auf die Ebene des Röntgendetektors (14) angeordnet ist, wenn der Röntgenemitter (12) in der ersten Bildgebungsposition ist, und
die Röntgenbündelachse in einem zweiten Winkel in bezug auf die Ebene des Röntgendetektors (14) angeordnet ist, wenn der Röntgenemitter (12) in der zweiten Bildgebungsposition ist.
die Röntgenbündelachse in einem ersten Winkel in bezug auf die Ebene des Röntgendetektors (14) angeordnet ist, wenn der Röntgenemitter (12) in der ersten Bildgebungsposition ist, und
die Röntgenbündelachse in einem zweiten Winkel in bezug auf die Ebene des Röntgendetektors (14) angeordnet ist, wenn der Röntgenemitter (12) in der zweiten Bildgebungsposition ist.
17. Radiographisches Bildgebungssystem nach einem
der Ansprüche 13 bis 16, wobei ferner eine Einrichtung zum Er
zeugen einer stereoskopischen Ansicht des Zielbereiches aus den
ersten und zweiten Bildern vorgesehen ist.
18. Radiographisches Bildgebungssystem nach Anspruch
17, wobei die Einrichtung zum Erzeugen einer stereoskopischen
Ansicht des Zielbereiches enthält:
- a) einen Bildschirm (30), auf dem die ersten und zweiten Bilder dargestellt sind, und
- b) Augengläser (32) mit zwei Betrachtungsöffnungen (34), wobei jede Öffnung (34) ein entsprechendes Bild der er sten und zweiten Bilder von den Augen eines Betrachters ver deckt.
19. Radiographisches Bildgebungssystem enthaltend:
- a) einen Röntgenemitter (12), der zum Emittieren eines Röntgenbündels betätigbar ist, das um eine Röntgenbünde lachse zentriert ist,
- b) einen Röntgendetektor (14) mit einer im allge
meinen planaren Konfiguration, wobei der Röntgendetektor (14)
in der Bahn des Röntgenbündels angeordnet ist, um ein Bild zu
generieren, wenn der Röntgendetektor (14) das Röntgenbündel
empfängt,
wobei der Röntgenemitter (12) und/oder der Röntgende tektor (14) in einer Ebene bewegbar sind, die wenigstens im we sentlichen parallel zur Ebene des Röntgendetektors (14) orien tiert ist, wobei der Röntgenemitter (12) aktiviert werden kann, um Bilder aus unterschiedlichen Bildgebungspositionen relativ zum Röntgendetektor (14) zu generieren. - c) ein Sichtgerät (30), das Bilder aus unterschied lichen Bildgebungspositionen in rasch wechselnder Folge lie fert, und
- d) Augengläser (32) mit Sichtöffnungen (34), wobei jede Öffnung (34) abwechselnd die Bilder aus unterschiedlichen Positionen in Synchronisation mit dem Sichtgerät verdeckt.
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