CN107533766B - 用于来自牙齿图像产生系统的图像数据的图像改进方法 - Google Patents

Abstract

在一种牙齿图像产生系统的图像数据的图像增强方法中，所述牙齿图像产生系统包括用于产生二维图像数据的第一图像产生单元（205、210）和用于产生三维图像数据的第二图像产生单元（250、255），其中对于待检验的对象（220、222），所述图像产生系统提供二维图像数据和三维图像数据两者，具体地说，其限制条件是合并所述二维图像数据与所述三维图像数据，其方式是使得改进所述二维图像数据的或所述三维图像数据的图像质量和/或信息内容。

Description

用于来自牙齿图像产生系统的图像数据的图像改进方法

技术领域

本发明涉及牙医学中所使用的图像产生或图像显示系统，且具体地说，涉及一种使用此类系统获得的图像数据的图像增强方法。本发明进一步涉及一种计算机程序、一种用于存储所述计算机程序的机器可读数据载体、以及一种可辅助实施根据本发明的方法的图像产生或图像显示系统。

背景技术

特别是在牙医学或牙科学中所使用的现代图像产生系统产生图像数据或体积数据，所述数据表示待成像为三维对象（3D）的对象，且必须加以处理并显示给用户或分别显示给查看者。由此变得有可能使用待处理对象（例如人类鄂部或牙齿）的在手术前或手术期间获得的3D图像数据来进行诊断，并计划出即将进行的医疗手术。

本身已知的数字体积断层摄影（DVT）已用于牙科学中。其利用锥形光束，并表示使用x射线的三维成像断层摄影，通过x射线来产生截面图。如在数字射线照相术的状况下，DVT还使用x射线管和具有x射线敏感闪烁器层的相对的数字图像传感器或检测器，所述传感器或检测器围绕躺着、坐着或站着的患者旋转。大体上按扇形角度旋转180到360度的x射线管发射锥形、通常为脉冲式的x射线光束。

当x射线管回转时，获取多个二维断层照片（即来自断层摄影重建构的个别片层），且从这些x射线图像获得3D图像数据集。x射线辐射穿透三维调查区域并产生衰减的灰度x射线图像作为2D x射线投影。

3D图像数据通常显示于常规平面屏幕上，且因此仅呈二维（2D）形式。然而，从手术已知同时显示对象的三个正交区段的技术，每个区段呈二维形式。借助于指标装置，运算符具有指定正交区段的相应位置或区段的深度的选项。另一显示选项是将3D图像数据投影到限定的平面和此平面的后续2D表示上。

已知方法的缺点是详细信息在3D图像数据每次投影到此平面上的过程中丢失，这是因为个别体积信息在投影方向上跨越所述光束锥平均化。因此，不属于待检验的相应对象的体积信息也包括于所述2D表示中。

用于显示在此处考虑的图像产生系统的3D图像数据的方法已变得从DE 103 38145 A1已知，其中具有相对低空间分辨率的投影显示为全象，可借助于全象为查看者提供概览。还给予用户从投影选择图像的区段并在图像的此区段中显示具有更高质量的详细图像的选项。用户可因此识别他在对象内的何处，并还接收关于图像的选定区段的额外详细信息。

因此从所述投影选择子区，且在子区内产生细节图像，由此通过直接或间接存取图像数据的所存储数据来产生图像。细节图像的特征在于其包括与投影的信息内容不同的信息内容，由此增加的信息内容可例如涉及分辨率和/或视角。细节图像接着在由用户选择的子区的框架内显示于屏幕上。用户因此看到画中画。

举例来说，通过借助于安置于相应患者的口腔内部的x射线检测器和安置于口腔外部的x射线源拍摄口腔内产生的图像，以射线照相方式产生考虑中的二维（2D）图像数据。

本发明的任务是指定一种用于改进图像质量或显示质量或增加现有2D和/或3D图像数据的信息内容的方法，具体地说，可借助于所述方法稍后从可用图像数据减除辐射源的光束路径内影响图像数据产生或使其失真的结构或对象。

发明内容

特别是在牙医学的领域中，一方面，本发明的基本思想是：特别出于改进图像质量的目的而组合（即合并）由口内射线照相术（所谓“IO图像”）产生的2D图像数据与例如借助于所述数字体积断层摄影（DVT）产生的3D图像数据。具体地说，可通过合并来改进所述2D图像数据的图像质量或显示质量。另一方面，所述基本思想还是相反地组合或合并通过所述数字体积断层摄影（DVT）产生的3D图像数据与例如通过口内射线照相术产生的2D图像数据，其方式是使得具体地说改进所述3D图像数据的图像质量或显示质量。

相对于3D图像数据，特别从2D图像数据的相对更高分辨率获得3D图像数据的图像质量的同样地特别可能的改进，以及在2D图像数据的状况下，相对于所述2D图像数据，特别由于3D图像数据的更高深度分辨率而获得所述3D图像数据的图像质量的同样地特别可能的改进。

应进一步有可能从所述图像数据集中的一个得出关于相应的另一图像数据集的质量的结论，以接着对所述图像数据执行适当的改变或校正从而视需要改进图像质量。

用于处理牙科图像产生系统的图像数据，特别用于改进所述图像质量的根据本发明的所述方法特别提议：以尽可能关注应用的方式合并所述口腔内产生的2D x射线图像与基于几何成像条件而借助于DVT获得的3D图像，并可视化产生自所述合并的组合信息或数据，其方式是使得为用户，特别为治疗医师创建添加的诊断值，所述牙科图像产生系统包括用于产生二维图像数据的第一图像产生单元和用于产生三维图像数据的第二图像产生单元，其中所述图像产生系统提供待检验的对象的二维图像数据和三维图像数据两者。

必须注意，所述两个术语“第一图像产生单元”和“第二图像产生单元”应仅按功能性意义加以理解，且这两个功能单元还可在单个图像产生单元中以物理方式实现，即，不必以功能上或空间上分离的方式对所述功能单元进行配置或布置。可因此借助于相应另一图像产生单元的经修改操作模式来实现这两个图像产生单元中的一个。此外，所述两个图像产生单元不必为同一图像产生系统的部分，而是可安置或用于不同位置处，例如安置或用于不同牙科实践中，且可在图像产生系统中稍后组合所述分别产生的图像数据。

还必须注意，图像增强可指图像质量（例如图像锐度、图像分辨率、图像对比度）的改进和图像伪影的消除或减少，或图像数据的信息内容，例如深度信息、关于所述图像的正交性的信息或关于图像内容的可能失真校正的信息的改进。

所述2D图像数据与3D图像数据的所述合并优选地借助于2D/3D配准的本身已知方法（P·马克尔杰（P. Markelj）、D·托马泽维奇（D. Tomazevic）、B·莱卡尔（B. Likar）和F·铂纳斯（F. Pernus）的《用于图像引导式干预的3D/2D配准方法综述（A review of 3D/2D registration methods for image-guided interventions）》, 医疗图像分析, 出版卷, 清样已校对版）以几何学方式进行，所述合并优选地以自动化方式进行。借助于透视上正确的2D/3D配准，参考所述3D对象计算2D获取几何形状（即，所述检测器的位置和定向与所述来源）之间的关系。

如果此关系已知，那么可确定从来源到给定图像点（像素）的光束路径中的哪些对象作出什么贡献。换句话说，基于3D信息，可相对于最终投影图像按具体深度设定沿着所述光束路径的每个值。根据本发明的经修改且在下文中称为剖面深度变化的此合并可由所述用户手动地执行；例如通过以透视上正确的方式且平行于所述检测器的所识别位置而使虚拟检测器层移位，以评估哪些贡献具有信息内容。具有重大贡献的（剖面的）层（例如牙釉质）的自动移位或定位也是有可能的。可借助于统计相关性（例如交叉相关性或交互信息）优选地执行具有最重大贡献的所述层的定位。

对于所述二维图像数据与所述三维图像数据的所述几何合并，如下文参考设计实例所描述，可将三维（3D）空间中的图像点分配给二维（2D）投影表面的图像点。2D空间中的所述图像点和3D空间中的所述图像点还可表示图像区域上的点，由此可包括平面、弯曲表面或甚至个别点或点云。所述图像区域优选地是平坦表面。

可因此使用根据关系 z0 - z1 - z2 - z3的剖面深度变化的列举方法来计算剖面深度，其中图像平面是z1、z2、z3等且检测器平面是z0。对于待获取的具体对象，此剖面深度可以例如是z0 - zi，其中i = 1, 2或3，或在按离检测器平面z0不同距离布置的多个对象的状况下，此剖面深度可以例如是z0 - zi - zj，其中i、j = 1, 2或3，且其条件是i ≠j。

可进一步提供：借助于质量量度，优选地借助于优化器在三维空间中识别具有与所述二维投影表面的最大重叠或重合的至少一个图像区域。可通过计算图像差（例如通过计算最小二次型距离或梯度差）来形成所述质量量度。在此处必须强调，本文中所描述的光束路径优选地是辐射源和检测器的“虚拟”光束路径或“虚拟”几何布置，这是因为在产生在此处考虑的2D和3D图像数据或根据本发明处理所述图像数据之后，不存在位于所述光束路径中的实际对象，而是仅存在由所述图像产生单元产生的相应对象的图像（3D图像数据）。本文中所描述的辐射源和图像产生单元因此相对于所述图像元素也仅仅是虚拟的。

可进一步提供：在识别在辐射源与在此处考虑的图像产生系统的图像产生单元之间的虚拟光束路径中按具体距离具有最大重叠或重合的图像区域的过程中，评估图像元素，其中根据质量量度而优选地识别具有最高贡献的图像元素或具有最高贡献的图像元素的具体群组。所述图像元素可以是所谓的“体元”，即三维网格中的体积类网格点或图像点。

因此，可以诊断方式改进IO图像的信息值，这是因为，由于这些解剖学结构在DVT中已知为具有较低分辨率但具有增加的深度信息，因此牙根的空间位置和/或位置例如可放置到3D环境中。图像数据可有利地在共用数据空间中合并，由此可在2D数据空间中或在3D数据空间中执行所述合并。因此在3D数据空间中优选地执行2D图像数据的合并，而在2D数据空间中优选地执行3D图像数据的合并。

如果从位于所述体积深度（图1，“Z3”）之前的具体光束路径中的所有体积元的虚拟投影减除具体深度（图1，“Z3”）的IO图像内容（图1，参考标号105），那么2D的合并是可能的。由此从IO图像去除干扰对象。涉及2D检测器上的所得图像的这种形式的合并可将额外深度信息集成到另外不包括深度信息的图像中。可优选地以彩色显示额外信息。

如果借助于经滤波反投影，具体光束路径（图1，参考标号110和图1，参考标号105）的IO图像内容导致此光束路径中的体积元的分辨率提高，那么3D的合并是可能的。这种形式的合并通过提高分辨率来导致所述3D信息的对应改进。

对于相对于正使用的光束的光轴而非正交地产生的IO图像，根据本发明的所述方法还允许基于从3D图像数据计算出的图像几何形状而稍后执行透视校正，即使此成像情形下的个别深度层的剖面深度的方向不再平行于检测器或传感器而布置或对准也是如此。

根据本发明的所述方法还允许通过合并此数据与2D图像数据（例如IO图像）以便改进所述3D图像数据所述的图像质量来稍后校正3D图像数据（例如DVT）。至少在待获取的对象或结构的区域中，相比于3D数据具有相对高分辨率的2D图像数据可因此与3D图像数据合并，其方式是使得对象或结构可稍后按更高分辨率显示，由此所述3D数据的空间分辨率的优点继续存在。

因此，通过根据本发明的所述方法，具体地说极其清晰且按高分辨率显示但不具有IO图像中的空间信息的解剖学结构（例如牙根、牙周间隙等等）可通过高分辨率和空间深度两者加以显示或检验。因此，举例来说，可确定或识别特定牙根在患者的口腔中是在近端还是在远端定位。此外有可能以在此环境中不可能的其它方式执行精确测量，这是因为根尖的高分辨率位置例如可放置到3D环境中，且可因此不在2D投影中而是在具有改进的空间分辨率的3D空间中确定牙根管的长度。

在根据本发明的所述方法中，可进一步提供：使用所述三维图像数据来稍后从所述二维图像数据减除在具有具体剖面深度且影响光束的至少一个图像区域中的图像产生期间存在的至少一个结构。影响待检验的对象的所述IO图像的产生或使待检验的所述对象的所述图像变形的结构，或位于光束锥中的损害所述IO图像的所述图像质量的其它对象可因此稍后从已经存在的IO图像数据提取或删除。

在根据本发明的所述方法中，还可提供：基于三维图像数据而使用透视校正来稍后校正在图像产生期间存在的辐射检测器相对于由所述辐射源产生的所述光束的所述光轴的倾斜。可因此优选地稍后校正对于所述IO图像的所述图像质量不利的成像条件。

在根据本发明的所述方法中，可进一步提供：由三维图像数据表示的三维图像的所述图像区域或所述图像区域的群组用作测量空间以用于在所述二维图像中执行依比例尺测量，所述图像区域或所述群组向二维图像提供最大贡献。

在根据本发明的所述方法中，还可提供：将三维图像数据与更高分辨率二维图像数据合并，以便提高垂直于投影方向的辐射检测器三维图像数据的空间分辨率。

必须注意，所述2D图像数据优选地包括不具有空间参考的x射线投影图像，且所述3D图像数据优选地包括空间位置信息，以使得所述3D图像数据的每个图像点可唯一地指派给3D空间点。

必须另外注意，所述2D图像数据和3D图像数据还可以是表面数据，或可源自其它形态，例如对应地从分层式断层摄影图像、从正位全景体层摄影照片（PAN）、从MRI扫描、从光学表面图像（面部扫描）、从DVT图像或从CT扫描获取的对象表面。

可借助于混合、加法或分化、通过经加权加法或经加权减法或通过所述运算符的组合或通过类似运算符执行所述二维图像数据与所述三维图像数据的所述合并。可以节约成本的方式且通过相对低的计算能力实施此类基本运算符。所述混合可另外是基于梯度的混合或（非）锐掩蔽。

必须强调的是，根据本发明的所述方法取决于用于获取所述2D图像数据和/或3D图像数据的光束的类型。仅通过实例参考从x射线或核诊断（例如核自旋断层扫描（MRI））的领域本身已知的方法或其它诊断方法（例如超声诊断、使用3D表面扫描的牙科诊断）或基于空间（例如口内）标记（例如另外应用于牙齿的金属标记或例如填充物、嵌体、高嵌体或等等现有牙齿结构）的使用或应用的诊断3D方法。

根据本发明的计算机程序被配置成执行所述方法的每个步骤，在其执行于计算机上尤其如此。其允许在常规牙科图像产生系统中实施根据本发明的所述方法，而不需要对所述系统执行结构性修改。出于此目的而提供机器可读数据载体，在所述机器可读数据载体上存储有根据本发明的所述计算机程序。通过将根据本发明的所述计算机程序安装到牙科图像产生系统上来获得根据本发明的一种牙科图像产生系统，所述牙科图像产生系统被配置成借助于根据本发明的所述方法执行图像产生或图像显示。

附图说明

图1展示根据本发明的用于实现剖面深度变化计算的几何测量布置。

图2展示用于获取所述二维IO图像的几何测量布置。

图3展示图2中所描绘的测量布置的区段，以说明位于光束路径中的体积元。

图4展示二维IO图像的根据本发明的稍后校正的设计实例，由于在成像期间发生的检测器相对于辐射源的空间倾斜而需要所述校正。

图5示意性地展示根据本发明的三维空间中的图像点到二维投影表面的图像点的分配。

具体实施方式

图1示意性地展示透视几何形状，即投影情形，此时借助于安置于患者的口腔100内部的x射线检测器105和安置于口腔100外部的x射线源110拍摄口腔内产生的2D图像（“IO图像”）。根据线路中断111，x射线源110的距离并未按比例描绘，且实际上显著地更远离检测器105而安置。在当前状况下，在仅示意性地表示的下颌弓115的平面视图中指示口腔100。此实例中的检测器平面的空间位置大约对应于检测器平面120，检测器平面120出于简化而在此处展示为平坦的且具有恒定的辐射强度，检测器平面120根据光束或光束锥125的球形传播而将实际上是弯曲的，但会离检测器105相对大的距离，如在此处参考线路中断111所实现，检测器105在当前设计实例中降级到所描绘直线120。但必须注意，现代平坦图像检测器中的检测器平面120被设计成直的。然而，还存在在其中将检测器平面设计为弯曲表面的特殊检测器。本发明还可用于最后提及的检测器。

在图1中，表示当前诊断情境中的实际检验对象且因此将以最高可能图像质量以射线照相方式获取的两个牙齿130、132另外安置于下颌弓115的辐射区域中。

对于待在当前状况下检验的两个对象130、132，仅通过实例在图1中所描绘的三个图像平面z1、z2以及z3和检测器平面z0产生在图1中由箭头135指示的剖面深度z2，并因此在检测器平面z0中产生z0 - z2的对应剖面深度变化。

相应图像平面或层z0、z1、z2或z3的合并基于通过透视正确的位移产生自DVT调查（见图2）的图像数据而是可能的，由此来自IO几何形状的贡献的总和呈现为对数合成图像。具有与待检验的医疗对象（在当前设计实例中是两个牙齿130、132或由这些牙齿130、132形成的一行牙齿）（即结构）的最大重叠的层z2可因此借助于本身已知的优化器自动地定位，所述层z2由于辐射吸收率而提供最大图像贡献。在这样做时，评估例如在辐射源110与检测器105之间的光束路径中按具体距离△-V借助于全局搜索定位的体元。如所已知，“体元”（体积与像素的组合）是三维网格中的体积类网格点或图像点。Delta_V可例如对应于体元的一半大小。在此分析中，可识别具有最高贡献的体元或具有最高贡献的体元的具体群组。体元的位置或体元群组的平均位置因此对应于所寻求的剖面深度。替代所述全局搜索，大体上有可能使用优化问题类别的任何其它解决方案，例如本身已知的共轭梯度方法。

如在下文中概述，根据本发明而使用用于在此处考虑的2D或3D图像数据的图像质量改进校正的所描述剖面深度变化方法。在透视图中，二维IO图像假定沿着所描绘光束锥125的位置，其对应于实际成像位置，即，所产生IO图像对应于口腔100中的检测器105的检测器平面120中的视图。由于此平面120中的所得x射线图像对应于沿着在层z1到z3处局部地发生的x射线光束125的所有辐射吸收的积累或集成，因此例如用户或治疗医师可通过使用所述剖面深度变化来合并二维IO图像数据与另外可用的三维图像数据（例如所述DVT数据）来校正IO图像，以使得稍后显著地提高IO图像的图像质量。

可因此从IO图像数据减除在成像或数据获取期间存在于层z1和/或层z3中并吸收例如x射线光束的结构（骨结构、牙齿替代物等等）。因此，相应地校正在层z2中测量的两个牙齿130、132的数据，这样会显著地改进牙齿的图像质量。同样对于在成像期间存在的检测器相对于光束125的光轴的倾斜，可稍后执行对应透视校正，其结果是同样显著地改进IO图像的图像质量。

相反地，在此处描述的方法允许通过合并此数据与2D图像数据（例如IO图像）以便改进3D图像数据的图像质量来稍后校正3D图像数据（例如DVT）。至少在待获取的对象或待获取的结构的区域中，相比于3D数据具有相对高分辨率的2D图像数据可因此与3D图像数据合并，其方式是使得对象或结构可稍后按更高分辨率显示，由此3D数据的空间分辨率的优点继续存在。必须注意，相比于3D图像数据的通常约100 μm到150 μm的测量分辨率，在此处考虑的2D图像数据的典型（侧向）测量分辨率是约10 µm到20 µm。

必须注意，2D图像数据与3D图像数据的所述合并还可以是混合、添加或某一其它图像处理运算符，图像处理运算符向用户或治疗医师提供更好地匹配到相应患者或与状况更相关的已添加诊断值。

对于2D图像数据与3D图像数据的所述几何合并，三维（3D）空间中的图像点可分配给二维（2D）投影表面的图像点。图5中示意性地描绘此分配。在方锥形视野的此状况下，由辐射源500发射的光束510由2D检测器505获取。表示以2D描绘的对象530的部分体积表示为515。在部分体积515中示意性地标绘的具有端点V1和V2的空间点分布（“点云”）520可借助于2D检测器505分配给具有对应端点p(V1)和p(V2)的平坦点分布（“点云”）525。所述2D空间525中的所述图像点和3D空间中的所述图像点520还可表示图像区域上的点，由此可包括平面、弯曲表面或甚至个别点或点云。图像区域优选地是平坦表面。

图2展示类似于图1的用于获取所述二维IO图像的几何成像或投影情形，但当前表示仅包括具有3D图像数据层（“断层照片”）200的剖面，断层照片200将稍后加以描述，且由分别在检测器255的位置处作为x射线图像获取的二维个别图像构成。接着从所有获取的个别图像的总和建立此断层照片200。

再次指示安置于患者的口腔中的x射线检测器205、对应的辐射源210、患者的示意性地简化的下颌弓215、以及在当前实例中，待辐射或检验的仅单个对象，即，患者的仅单个牙齿220。参考标号211再次表示辐射源210比此说明中所展示的情况大体上更远离检测器205而安置。

对于借助于所述DVT方法的三维图像获取，具有x射线敏感闪烁剂层的x射线管250和相对的数字（二维）图像传感器或检测器255围绕（未描绘）患者252、252‘、253、253‘旋转180到360度。在这样做时，旋转的x射线管250发射锥形的、具有（空间）光束扇260的主要脉冲式的x射线光束。在x射线管250的回转期间，获取多个所述二维断层照片200，并以本身已知的方式从这些x射线图像获得3D图像数据集。

必须强调的是，在图2中所描绘的成像情形下，即当获取当前断层照片200时，x射线管250位于（假想）纸平面上方，且检测器255位于（假想）纸平面下方。

在图2中所描绘的实例情境下安置于牙齿220的下部区域中的对象子结构222表示牙齿220的三个牙根管中的一个。参考此子结构222，存在于检测器205处的辐射水平223作为通过沿着对应光束路径224安置的i体积元vi 225的辐射积分φ(i)获得，体积元225具体地说从所描绘图像数据层的3D图像数据已知。分别在个别体积元vi 225中发生的辐射吸收因此根据以下方程式（1），所谓的衰减法则而针对检测器205的所考虑角度片段φ223来总体上导致由辐射源210发射的光束的衰减（在x射线的状况下，x射线衰减），在方程式（1）中积分ʃ形成于处于完整光束路径224中的i体积元上方：

φ(i) = I0 * exp (- ʃ vi dv)， （1）

由此I0针对测量情形描述检测器单元中的所测量辐射，在所述测量情形下不存在吸收且仅以单能方式考虑测量结果。

图2中所描绘的体积元vi 225处于剖面深度t 228外部。因此，根据方程式（1），对于检测器片段i处的此剖面深度，所得辐射衰减值D(i)是

D(i) = I0 * exp (- ʃ vi dv)， （2）

由此i ≠ t。借助于方程式（2），通过组合2D图像数据与3D图像数据，可因此计算具体剖面深度t的IO图像。基于还由3D图像数据产生且在图2中所描绘的投影情形，基于对沿着光束路径224的所有i体积元之间的关系的了解，且基于存在于光束路径224的末端处的整体IO图像数据，可从IO图像数据扣除或减除一个或多个体积元的光束阻尼或衰减分量。此类体积元可以是不合需要的对象或结构或干扰，例如鄂部的骨部分。可另外在了解每个能级的频谱和观测，例如通过如下包括x射线频谱的所有能级来改进方程式（1）和（2）的评估：

φ_Total(i) = ʃ I0(E) * exp (- ʃ vi (E)dv) dE (3)

如果不存在合适的频谱值，那么可根据方程式（1）和（2）而优选地以单能方式考虑平均频谱。

为了能够改进图2中所描绘的牙齿220或牙根222的IO图像质量，如图3中所展示，对于多个光束路径，可仅考虑沿着相应光束路径224对于此牙齿220或牙根222具有最大吸收率的体积元来计算对应地校正的IO图像，且可掩蔽或从原始IO图像数据算术扣除所有其它体积元。

图3出于说明光束内的所有光束路径的测量曲线的目的而展示图2中所展示的测量布置的区段，所述光束路径由于相应光束路径中的吸收性体积元的存在而全部在检测器300处产生。图2中所描绘的所考虑角度片段φ(i) 305在图3中再次可见。所描绘体积元310与图2中所展示的牙齿220重叠。为了因此根据本发明以改进的图像分辨率在检测器300上显示牙齿220，仅这些体积元310包括于IO图像数据中；掩蔽位于光束路径中的所有其它体积元。针对此对象220，标绘的包络曲线315表示沿着存在于检测器300处的不同（邻近）角度片段φ(i)的最大线。

图4展示IO图像的根据本发明的稍后校正的设计实例，由于在成像期间发生的检测器相对于辐射源或光束的光轴的空间倾斜而需要所述校正。本发明利用以下事实：3D图像数据使得有可能确定检测器的准确定向。可因此稍后校正由所述倾斜导致的图像失真。

图4再次展示辐射源400和辐射检测器405的测量布置或投影情形。还展示了由光束锥限定的光轴410。理想上，检测器将假设所描绘位置405，由此相比于理想的正交布置，当前测量情形下的检测器405相对于光轴410按倾斜角γ 420倾斜415。必须注意，此表示中的倾斜角420仅形成于纸平面中。然而，实际上，倾斜角420还可包括垂直于纸平面形成的角度分量，由此从3D图像数据获得所述空间信息。

根据本发明所执行的对应于箭头425的角度变换反转由倾斜420导致的图像失真。

为了执行对应校正计算，限定满足倾斜角γ的正交虚拟检测器405，其方式是使得新检测器的法线可描述通过发射器的中点的直线。原始检测器上可用的所有信息接着借助于未经滤波反投影投射返回到由来自发射器400的光束锥覆盖的空间中。此信息优选地在高度采样的离散体元空间中缓冲或缓存，以接着在第二步骤中根据方程式（1）和（3）而借助于沿着虚拟光束410的虚拟投影在位置405处产生虚拟的经校正图像。

为了降低由经缓冲体积的网格导致的内插伪影和混叠，扩展式非点状发射器400可优选地用于仿真x射线图像405。

同样相比于目前先进技术，本发明使得呈2D的改进型测量或改进型可测量性成为可能。无法从2D x射线图像，具体地说从IO图像确定或获得深度信息，这是因为对象的位置和发射器和检测器的布置可变化；因此，未知的放大和失真可能发生。可因此仅估计牙齿的长度或牙周间隙的宽度。然而，如果具体剖面深度以3D指派给牙齿或牙周间隙，那么可在那里优选地以mm确定长度，且借助于测量工具使长度可在对应的、大体上对应地失真的2D图像中存取。

取决于重建构技术，从一系列2D投影获得所述3D体积信息。为了校正3D体积，可例如借助于经滤波反投影将IO图像添加到沿着每个检测器图像像素的光束路径的个别现有体积元。出于此目的，为了能够利用IO图像的更高分辨率，按增大的速率对所考虑的相应区域中的体积进行采样是有利的。由于模糊或反投影仅从一个方向发生，因此必须增大反投影的加权（0到100%），以使得用户可例如动态地出于分辨率改变而设定比较度。类似于呈2D的所描述剖面深度变化，还有可能限定体元的群组，并将反投影仅应用于因此限定的群组，以便将额外分辨率仅局部地传送到例如单个牙齿的体积。由于模糊或反投影仅从一个方向发生，因此仅获得与投影方向正交的分辨率的一次增大。

使用2D图像数据（例如IO图像）来对3D图像数据（例如DVT）的所描述校正根据前述反投影方法例如和/或根据“拉东变换（radon transformation）”的同样已知的方法而进行。

所描述方法可以在此处考虑的图像产生或图像显示系统的控制程序的形式或以一个或多个对应的电子控制单元（ECU）形式得以实现。

Claims (15)

1.一种用于处理牙齿图像产生系统的图像数据的方法，所述牙齿图像产生系统包括用于产生二维图像数据的第一图像产生单元（205、210）和用于产生三维图像数据的第二图像产生单元（250、255），其中对于待检验的对象（220、222），所述图像产生系统提供二维图像数据和三维图像数据两者，其特征在于

相比于三维图像数据具有相对高分辨率的二维图像数据和三维图像数据彼此合并，

其中基于几何成像条件而借助于图像处理运算符来合并所述三维图像数据，且可视化产生自所述合并的图像数据，

其中基于2D-3D配准而以几何学方式执行所述合并，其中相对于待检验的三维对象而计算检测器的位置和定向与辐射源之间的相关性，以及

其中基于剖面深度变化而计算剖面深度，以便基于3D信息相对于最终投影图像按具体深度设定沿着从所述辐射源到给定图像点的光束路径的每个值。

2.根据权利要求1所述的方法，其特征在于创建所述图像处理运算符以通过混合、加法或减法，通过经加权加法或经加权减法，或通过其组合来合并所述二维图像数据与所述三维图像数据。

3.根据权利要求1所述的方法，其特征在于为了合并所述二维图像数据与所述三维图像数据，将三维空间中的图像点分配给二维投影表面上的图像点。

4.根据权利要求3所述的方法，其特征在于借助于优化器且基于质量量度而在所述三维空间中识别从所述图像点形成且具有与所述二维投影表面的最大重合的至少一个图像区域。

5.根据权利要求4所述的方法，其特征在于在识别具有对所述二维投影表面的最大贡献的图像区域的过程中评估三维图像元素，所述三维图像元素按所述图像产生系统的辐射源与所述第一或第二图像产生单元之间的具体距离位于虚拟光束路径中。

6.根据权利要求5所述的方法，其特征在于在所述评估中，识别具有最大贡献的图像元素或具有最大贡献的图像元素的具体群组。

7.根据权利要求4所述的方法，其特征在于稍后使用所述三维图像数据来从所述二维图像数据减除在图像产生期间存在于至少一个图像区域中且影响由辐射源产生的光束的至少一个结构。

8.根据权利要求1所述的方法，其特征在于对于所述二维图像数据的合并，从预设剖面深度减除处于预设光束路径中的所有体积元的虚拟投影的可预设剖面深度的二维图像数据的图像内容。

9.根据权利要求8所述的方法，其特征在于基于辐射积分φ(i)而执行对所述体积元的评估，其中基于衰减法则而针对所述检测器的已考虑角度片段φ来计算通过沿着所述光束路径（224）安置的体积元（225）来实现的由所述辐射源发射的所述光束的辐射吸收率。

10.根据权利要求1-9中任一项所述的方法，其特征在于为了合并所述三维图像数据，基于经滤波反投影而计算辐射源的具体光束路径的二维图像数据的图像内容。

11.根据权利要求1-9中任一项所述的方法，其特征在于基于三维图像数据而借助于透视校正来校正在所述二维图像数据的图像产生期间存在的辐射检测器相对于由辐射源产生的光束的光轴的倾斜。

12.根据权利要求7所述的方法，其特征在于由三维图像数据表示的三维图像的具体图像区域或图像区域的具体群组用作测量空间以用于所述二维图像中的依比例尺测量，所述图像区域或所述群组向所述二维图像提供最大贡献。

13.根据权利要求1到9中任一项所述的方法，其特征在于三维图像数据与分辨率更高的二维图像数据合并，以便提高垂直于投影方向的三维图像数据的空间分辨率。

14.一种机器可读数据载体，其存储有计算机程序，所述计算机程序被设置为当在处理器上被执行时执行根据权利要求1至13中任一项所述的方法的每个步骤。

15.一种牙齿图像产生系统，所述牙齿图像产生系统被配置成借助于根据权利要求1到13中任一项所述的方法而受控制。

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