DE19517970A1

DE19517970A1 - Digitaler Panorama-Röntgenbildgenerator

Info

Publication number: DE19517970A1
Application number: DE19517970A
Authority: DE
Inventors: Yoshinori Arai
Original assignee: J Morita Manufaturing Corp
Current assignee: University of Tokyo NUC; J Morita Manufaturing Corp
Priority date: 1994-05-18
Filing date: 1995-05-16
Publication date: 1995-11-30
Anticipated expiration: 2015-05-17
Also published as: FI951283A; FI951283A0; FI116118B; DE19517970C2; JPH07308314A

Description

Die Erfindung betrifft ein digitales Panoramaröntgenbild- Erstellungsgerät, das Information entlang einer beliebig ge krümmten Tomographiebahn, wie ein zweidimensionales Panora mabild, erstellen kann. Die Erfindung kann auf verschiedenen Gebieten angewandt werden, wie bei der Zahndiagnose, bei der ein Panoramabild des Zahnbogens und des Oberkiefers und/oder des Unterkiefers aufgenommen wird, der medizinischen Diagno se, bei der ein Tomogramm anderer Teile eines menschlichen Körpers aufgenommen wird, und bei industriellen Anwendungen, bei denen eine zerstörungsfreie Untersuchung oder derglei chen ausgeführt wird, um den Innenaufbau einer Maschine oder einer Konstruktion zu untersuchen.

Es ist ein Panoramaröntgenbild-Erstellungssystem für die Dentalmedizin bekannt, das einen Silberfilm oder dergleichen verwendet und insgesamt einen Röntgenbilderstellungsprozeß für den Zahnbogen, den Oberkiefer und/oder den Unterkiefer usw. ausführt, um ein Panoramabild zu erstellen. Bei einem solchen Gerät stehen eine Röntgenquelle und ein Film einan der gegenüber, wobei der Zahnbogen eines Patienten dazwi schen liegt. Während die Röntgenquelle durch einen sich ver tikal erstreckenden Primärschlitz hindurch Röntgenstrahlen erzeugt, werden die Röntgenquelle und der Film als eine Ein heit um den Patient gedreht und der Film wird relativ, syn chron zur Drehbewegung so transportiert, daß das Röntgenbild in bezug auf eine gewünschte Tomogrammebene stillsteht, wo durch ein Tomographiebild auf dem Film ausgebildet wird. Als Ergebnis der Relativbewegung des Films ist das Röntgenbild, das anderen Bereichen als der Tomographieebene entspricht, verschwommen und über den gesamten Bereich des Films ver teilt, wodurch das Röntgenbild nicht als sichtbares Bild er scheint.

Es wurde ein digitales Panoramaröntgenbild-Erstellungsgerät vorgeschlagen, bei dem Bildinformation zum Zahnbogen usw. unter Verwendung eines Röntgenbildsensors abgespeichert wird, um Röntgenintensitäten in elektrische Signale umzuset zen, anstatt daß ein Röntgenfilm verwendet wird, woraufhin ein Berechnungsprozeß ausgeführt wird, um ein einer beliebi gen Tomographieebene entsprechendes Tomographiebild zu be rechnen (Japanische Patentveröffentlichung 2-29,329). Bei diesem Gerät kann dann, wenn Bildinformation zum Zahnbogen usw. einmal abgespeichert ist, eine gewünschte Tomographie ebene anschließend spezifiziert werden, um ein gewünschtes Tomographiebild zu erhalten. Anders gesagt, kann das vorge schlagene Gerät verschiedene Tomographiebilder aus nur einem Röntgenbilderstellungsprozeß erzeugen.

Es wurde ein anderes digitales Panoramaröntgenbild-Erstel lungsgerät vorgeschlagen (Veröffentlichung 4-144,548 zu ei ner Japanischen Patentanmeldung), bei dem ein derartiger Be rechnungsprozeß verwendet wird, um ein Tomographiebild zu erhalten. Im Gerät wird ein erstes Tomographiebild, das ei ner sich entlang des Zahnbogens, der der Untersuchungsgegen stand ist, erstreckenden ersten Tomographieebene entspricht, berechnet, ein zweites Tomographiebild, das einer zweiten Tomographieebene entspricht, die die Halswirbelsäule, die Unterkieferkanten usw. enthält, die die Bildbeobachtung stö ren, wird anschließend berechnet, das erhaltene zweite Tomo graphiebild wird einem Berechnungsprozeß wie einer inversen Projektionsumsetzung unterzogen, um in ein Hindernisschat tenbild in der ersten Tomographieebene umgesetzt zu werden, und das Hindernisschattenbild wird vom ersten Tomographie bild abgezogen, um dadurch ein Tomographiebild zu erhalten, in dem der Pegel des Hindernisschattens verringert ist.

Das eben genannte Gerät ist mit nur einem Vollbildspeicher für den Bildberechnungsprozeß versehen. Demgemäß muß dieser einzelne Vollbildspeicher für verschiedene Arten von Berech nungsprozessen gemeinsam benutzt werden. Jedesmal dann, wenn ein Berechnungsprozeß beendet ist, muß daher der Inhalt im Vollbildspeicher überschrieben werden. Dies bietet eine Schwierigkeit dahingehend, daß die zum Berechnen eines Bilds erforderliche Zeitspanne verlängert ist. Diese verlängerte Bildberechnungsperiode ruft eine Verzögerung der auf das Bild gestützten Diagnose hervor, weswegen es unmöglich ist, eine Diagnose und Behandlung sofort auszuführen.

Der Erfindung liegt die Aufgabe zugrunde, ein digitales Pa noramaröntgenbild-Erstellungsgerät zu schaffen, das eine sehr kurze Berechnungszeitspanne für ein Tomographiebild aufweist, so daß ein gewünschtes Tomographiebild sehr schnell nach dem Ausführen eines Röntgenbild-Erstellungspro zesses dargestellt werden kann.

Das erfindungsgemäße Gerät ist durch die Lehre des beigefüg ten Anspruchs 1 gegeben. Vorteilhafte Weiterbildungen und Ausgestaltungen sind Gegenstand abhängiger Ansprüche.

Gemäß der Erfindung werden ein erster Vollbildspeicher zum Abspeichern eines ersten Tomographiebilds, ein zweiter Voll bildspeicher zum Abspeichern eines zweiten Tomographiebilds, ein dritter Vollbildspeicher zum Abspeichern eines umgesetz ten Bilds, das durch Umsetzen des zweiten Tomographiebilds entlang der ersten Tomographieebene enthalten wird, und ein vierter Vollbildspeicher zum Abspeichern eines Panorama bilds, das dadurch erhalten wird, daß das umgesetzte Bild vom ersten Tomographiebild abgezogen ist, verwendet, so daß jedes Rechenergebnis in einem anderen Vollbildspeicher abge speichert werden kann, während Bilddaten, die die Grundlage für die Berechnungen bilden, in den jeweiligen Vollbildspei chern abgespeichert sind. Daher ist es nicht erforderlich, Daten in den Vollbildspeichern umzuschreiben, und die näch ste Bildberechnung kann sofort begonnen werden. Das durch den Rechenprozeß berechnete Panoramabild wird mittels einer Bildausgabeeinrichtung wie einer Anzeigevorrichtung auf ei nem Schirm dargestellt.

Bei einer Ausführungsform, bei der der zweite und vierte Vollbildspeicher einen Vollbildspeicher gemeinsam nutzen, kann die Anzahl der verwendeten Vollbildspeicher verringert werden, ohne daß die Rechengeschwindigkeit herabgesetzt wird. Genauer gesagt, ist das im zweiten Vollbildspeicher abgespeicherte zweite Tomographiebild nicht mehr erforder lich, wenn es einmal in ein umgesetztes Bild umgesetzt ist und dann in den dritten Vollbildspeicher eingespeichert ist. Demgemäß kann der zweite Vollbildspeicher als vierter Voll bildspeicher verwendet werden.

Bei einer Ausführungsform, bei der die erste Tomographieebe ne so eingestellt ist, daß sie durch den Zahnbogen, den Oberkiefer und/oder den Unterkiefer geht, ist es möglich, ein Tomographiebild entlang des Zahnbogens zu erhalten. Bei einer Ausführungsform, bei der die zweite Tomographieebene so eingestellt ist, daß sie durch die Halswirbelsäule und die Unterkieferkanten geht, ist es möglich, ein Tomographie bild zu erhalten, das ein Hindernisschattenbild bei der Zahndiagnose bildet. Die Hintergrundschattenbild-Komponenten werden aus dem Tomographiebild für den Zahnbogen entfernt, wodurch ein deutliches Panoramatomographiebild erhalten wer den kann.

Um ein Hindernisschattenbild selbst dann korrekt zu entfer nen, wenn sich die Formen und Positionen der Halswirbelsäu le, des Zahnbogens usw. abhängig von der Körperform, dem Ge schlecht, dem Alter und der Rasse eines Patienten ändern, ist es bevorzugt, die Tomographiebreite eines Tomographie bilds, das ein Hindernisschattenbild erzeugt, auf einen re lativ großen Wert einzustellen. Anders gesagt, ist es dann nicht erforderlich, die Tomographiebreite neu einzustellen, wenn die Halswirbelsäule und die Unterkieferkanten der mei sten Patienten in einem vorgegebenen Bereich für die Tomo graphiebreite eines Tomographiebilds liegen, das ein Hinder nisschattenbild erzeugen kann. Wenn die Halswirbelsäule und die Unterkieferkanten eines Patienten aus dem vorgegebenen Bereich herausfallen, ist es jedoch unmöglich, ein Hinder nisschattenbild korrekt zu beseitigen. Um damit fertig zu werden, wird der Abstand zwischen der ersten und der zweiten Tomographieebene einstellbar gewählt, so daß es selbst dann, wenn der Abstand zwischen den Frontzähnen und der Halswir belsäule patientenabhängig variiert, möglich ist, die Posi tion der zweiten Tomographieebene neu einzustellen. Dies er möglicht es, daß immer ein korrektes Panoramabild erhalten werden kann, in dem ein Hindernisschattenbild entfernt ist.

Bei der Ausführungsform gemäß Anspruch 4 ist es selbst dann, wenn die Halswirbelsäule und die Unterkieferkanten eines Pa tienten aus einer ursprünglich eingestellten Tomographie breite herausfallen, möglich, die Tomographiebreite neu ein zustellen. Daher kann immer ein korrektes Panoramabild er halten werden, aus dem ein Hindernisschattenbild entfernt ist.

Bei einer Ausführungsform, die eine Kombination der Lehren der Ansprüche 3 und 4 darstellt, kann der Bereich, der einen Hindernisschatten bildet, d. h. die Position oder der Bereich der zweiten Tomographieebene patientenabhängig neu einge stellt werden. Daher kann immer ein korrektes Panoramabild erhalten werden, aus dem ein Hindernisschattenbild entfernt ist.

Wie vorstehend beschrieben, sind gemäß der Erfindung Voll bildspeicher, wie sie jeweils für Bildverarbeitungsprozesse erforderlich sind, getrennt vorhanden. Daher können zusätz liche Berechnungsperioden wie Datenübertragungsperioden be seitigt werden, wodurch der Rechenprozeß beschleunigt wird. Das endgültige Panoramabild kann dann schnell dargestellt werden, so daß die Periode ab der Röntgenbilderstellung bis zur auf das Bild gestützten Diagnose verkürzt ist.

Ferner können mehrere Vollbildspeicher einen Vollbildspei cher gemeinsam nutzen, wodurch die Anzahl der Vollbildspei cher verringert werden kann, ohne daß die Rechengeschwindig keit absinkt.

Da der Abstand zwischen der ersten und der zweiten Tomo graphieebene sowie die Tomographiebreite der zweiten Tomo graphieebene variabel sind, kann ein Hindernisschattenbild selbst dann korrekt entfernt werden, wenn die Formen und Po sitionen der Halswirbelsäule, des Zahnbogens usw. abhängig von der Körperform, dem Geschlecht, dem Alter und der Rasse eines Patienten variieren. Demgemäß ist es möglich, ein Pa noramabild zu erhalten, das frei von einem Hindernisschatten ist und das leicht einer Diagnose unterworfen werden kann.

Andere und weitere Aufgaben, Merkmale und Vorteile der Er findung werden aus der folgenden detaillierten Beschreibung unter Bezugnahme auf die Zeichnungen deutlicher, in denen:

Fig. 1 ein Diagramm ist, das das Prinzip eines erfindungsge mäßen digitalen Panoramaröntgenbild-Erstellungsgeräts zeigt;

Fig. 2 ein Blockdiagramm ist, das eine Ausführungsform der Erfindung zeigt;

Fig. 3 ein Flußdiagramm ist, das den Betrieb der Ausfüh rungsform von Fig. 1 zeigt;

Fig. 4 ein Diagramm ist, das die Beziehung zwischen einem Abrufintervall und einem Verschiebewert einerseits sowie einer Tomographieebene andererseits zeigt;

Fig. 5 ein Diagramm ist, das die Positionsbeziehung zwischen einem Objekt und einer Tomographieebene zeigt; und

Fig. 6 ein Diagramm eines Panoramabilds des Zahnbogens, des Oberkiefers und des Unterkiefers ist.

Unter Bezugnahme auf die Zeichnungen werden nun bevorzugte Ausführungsformen der Erfindung nachfolgend beschrieben.

Fig. 1 ist ein Diagramm, das das Prinzip des erfindungsge mäßen digitalen Panoramaröntgenbild-Erstellungsgeräts veran schaulicht. Es wird eine mathematische Verifizierung auf der Grundlage ausgeführt, daß ein Schlitzbild, auf das ein Ob jekt 1 projiziert wird, eindimensional ist, wobei drei Schlitzbilder, d. h. Schlitzbilder S1 bis S3 verwendet wer den und wobei die diskreten Daten jedes Schlitzbilds aus drei Bildpunkten bestehen. Das Objekt 1 verfügt über Gewebe A, B und C in Dickenrichtung. Eine Röntgenquelle wird um das Zentrum R1 des Objekts 1 gedreht und der Reihe nach in z. B. Positionen X1, X2 und X3 verstellt. Wenn die Röntgenquelle in der Position X1 steht, ist das Schlitzbild S1 des Objekts 1 so aufgebaut, daß ein Bild a des Gewebes A, ein Bild b des Gewebes B und ein Bild c des Gewebes C in dieser Reihenfolge von links nach rechts in Fig. 1 angeordnet sind. Wenn die Röntgenquelle an der Position X2 steht, ist das Schlitzbild S2 des Objekts 1 so aufgebaut, daß die Bilder a, b und c einander überlappen. Wenn die Röntgenquelle an der Position X3 steht, ist das Schlitzbild S3 des Objekts 1 so aufgebaut, daß die Bilder a, b und c in dieser Reihenfolge von rechts nach links in Fig. 1 angeordnet sind, gegenläufig zur Rei henfolge im Schlitzbild S1. Daher können die Daten der Schlitzbilder S1 bis S3 durch die folgenden Gleichungen aus gedrückt werden:

S1 = (a, b, c) (1)

S2 = (0, a+b+c, 0) (2)

S3 = (c, b, a) (3)

Eine Verschiebefunktion ist wie folgt definiert. Wenn eine Datenkette S(a, b, c) vorliegt und diese n mal nach links verschoben wird (n ist eine natürliche Zahl), gilt folgende Definition:

S(a, b, c) » (n) = d(0, 0, 0, . . ., 0, a, b, c),

wobei d Bilddaten kennzeichnet.

Wenn die inverse Funktion verwendet wird und eine n-malige Verschiebung nach rechts erfolgt, gilt folgende Definition:

d(0, 0, 0, . . ., 0, a, b, c) « (n) = S(a, b, c)

wobei der Bilddatenwert d auf der linken Seite eine Folge von n Werten 0 hat, ausgehend vom linken Ende.

1) Berechnung eines Ursprungsbilds

Unter Verwendung der Schlitzbilder S1 bis S3 in Fig. 1 wird eine Verstellung gemäß einer Verschiebefunktion F1 so ausge führt, daß die Daten für das Gewebe A maximal sind, und es wird ein additiver Mittelwert gebildet. Anders gesagt, wird das Schlitzbild 51 entlang der Zeilenrichtung um zwei Stel len nach links verschoben und das Schlitzbild S2 wird um ei ne Stelle nach rechts verschoben. Dann wird folgendes erhal ten:

Wenn der additive Mittelwert in Spaltenrichtung gebildet wird, wird das Ursprungsbild D1 wie folgt erhalten:

D1 = 1/3 X (c, b, 3a+b+c, b, c) (5)

In diesem Fall ist ein Drittel jedes der Bilder b und c dem Bild a überlagert. Dies bedeutet, daß dann, wenn das Gewebe A als Tomographieebene verwendet wird, die Gewebe B und C als Hindernisschattenbilder überlagert sind. Das Signal der Hindernisschattenbilder ist im Pegel auf ein Drittel des Pe gels des Ausgangssignals verringert.

2) Berechnung eines Bilds, das einen Hindernisschatten er zeugt

Auf ähnliche Weise wie beim obigen Punkt 1) wird unter Ver wendung der Schlitzbilder S1 bis S3 eine Verstellung gemäß einer Verschiebefunktion F2 so ausgeführt, daß die Daten für das Gewebe C maximal sind, und es wird der additive Mittel wert gebildet. Anders gesagt, wird das Schlitzbild S3 um zwei Stellen nach links in Zeilenrichtung verschoben, das Schlitzbilds S2 wird um eine Stelle nach links verschoben und der additive Mittelwert wird in Spaltenrichtung gebil det. Dann wird das Ursprungsbild D2 für den Hindernisschat ten wie folgt erhalten:

In diesem Fall ist ein Drittel jedes der Bilder a und b dem Bild c überlagert. Dies bedeutet, daß dann, wenn das Gewebe C als Tomographieebene verwendet wird, die Gewebe A und B als Hindernisschattenbilder überlagert sind. Das Signal der Hindernisschattenbilder ist im Pegel auf ein Drittel des Pe gels des Ausgangssignals verringert.

3) Inverse Projektion auf virtuelle Schlitze

Wenn das Ausgangsbild D2 zum Hindernisschatten unter Verwen dung der inversen Funktion zur Verschiebefunktion F2 auf virtuelle Schlitzbilder S1′ bis S3′ abgebildet wird, werden Daten für die virtuellen Schlitzbilder S1′ bis S3′ wie folgt erhalten:

4) Berechnung eines Hindernisschattenbilds

Auf ähnliche Weise wie beim obigen Punkt 1) beschrieben, werden die so erhaltenen virtuellen Schlitzbilder S1′ bis S3′ mittels der Verschiebefunktion F1 verstellt und der ad ditive Mittelwert wird in Spaltenrichtung gebildet. Dann wird ein Hindernisschattenbild D1′ wie folgt erhalten:

5) Entfernen des Hindernisschattenbilds aus dem ursprüngli hen Bild

Danach wird das gemäß dem Punkt 4) erhaltene Hindernisschat- Lenbild D1′ vom gemäß Punkt 1) erhaltenen Ursprungsbild D1 abgezogen, um ein Bild D1′′ wie folgt zu erhalten:

D1′′ = D1 - D1′ = 1/9 X (-a-b, b, 6a+2b, b, -a-b) (14)

Aus dem Vorstehenden ist erkennbar, daß das Bild D1′′ ein Bild ist, bei dem durch das Gewebe C oder das Hindernis schattenbild D1′ hervorgerufene Störkomponenten aus dem Ur sprungsbild D1 entfernt sind. In diesem Bild sind die Kompo nenten der Bilder a und b als Störungen neu überlagert. Wenn jedoch (a+b)/9 « a und b/9 « a gelten, ist der Trennungsgrad für das Gewebe A im Bild D1′′ im Vergleich zu dem im Ur sprungsbild D1 verbessert. Beim Beispiel verringern die drei Addieroperationen die Störkomponenten auf 1/9. Im allgemei nen bewirken m Addieroperationen eine Schwächung von Störun gen auf einen Pegel 1/2^m. Bei einem tatsächlichen digitalen Panoramabild-Erstellungsprozeß wird die mittelnde Addierope ration ungefähr 30- bis 100mal ausgeführt, weswegen die neu überlagerten Störungen einen Pegel aufweisen, der 1/900 bis 1/10.000 des Pegels des ursprünglichen Signals ist, was bedeutet, daß die Störungen ausreichend geschwächt sind.

Fig. 2 ist ein Blockdiagramm, das ein Ausführungsbeispiel der Erfindung zeigt. Eine Röntgenquelle 2 und ein Röntgen bilddetektor 3 sind so angeordnet, daß sie einander gegen überstehen, wobei ein Objekt 1 dazwischen liegt, und sie sind jeweils an einem Ende eines Schwenkarms 4 befestigt. Die Röntgenquelle 2 ist mit einem Primärschlitz versehen, und sie erzeugt Röntgenstrahlen, die sich in vertikaler Richtung parallel zur Schwenkachse erstrecken, um das Objekt 1 mit Röntgenstrahlen zu beleuchten.

Der Röntgenbilddetektor 3 erfaßt die Intensitätsverteilung der durch das Objekt 1 hindurchgetretenen Röntgenstrahlen zweidimensional als Schlitzbild, das sich in vertikaler Richtung erstreckt, und er setzt das Bild in elektrische Signale um. Als Röntgenbilddetektor 3 kann ein wohlbekannter Röntgenbildsensor verwendet werden, der z. B. eine Röntgen kamera mit Fluoreszenzschirm, der Röntgenstrahlen in sicht bares Licht umsetzt, und eine SIT (Silicon Intensified Tube = Verstärkerröhre auf Siliciumbasis) beinhaltet, die das auf dem Fluoreszenzschirm erstellte Bild mit hoher Emp findlichkeit umsetzt. Anstelle der SIT können ein Röntgen- CCD-Sensor, der ein Halbleiter-Bauelement verwendet, und ein Röntgenfluoreszenzverstärker verwendet werden.

Der Schwenkarm 4 wird durch eine sich drehende Vorrichtung 5 gehalten und mit konstanter Winkelgeschwindigkeit abhängig von einem von einer Bildverarbeitungseinheit 7 gelieferten Ansteuersignal gedreht. Dadurch können die Röntgenquelle 2 und der Röntgenbilddetektor 3 als Einheit um das Objekt 1 gedreht werden und so angesteuert werden, daß die Röntgen strahlen von der Röntgenquelle 2 eine vorgegebene Position auf dem Objekt 1 bestrahlen.

Eine Bildspeichereinheit 6 speichert in der Periode, in der der Schwenkarm 4 verdreht wird, kontinuierlich Bildinforma tion zum Objekt 1 ein, wie sie vom Röntgenbilddetektor 3 ausgegeben wird. Als Bildspeichereinheit können ein VTR (Videobandrecorder), ein Videosignal-Aufzeichnungsgerät wie eine optische Platte oder eine magnetooptische Platte, und ein Halbleiter-Speicherbauteil wie ein DRAM verwendet wer den.

Die Bildverarbeitungseinheit 7, die durch einen Computer oder dergleichen gebildet sein kann, führt Rechenprozesse auf Grundlage der in der Bildspeichereinheit 6 abgespeicher ten Bildinformation aus, und sie führt auch die Steuerung des gesamten Geräts aus. Eine Verschiebewert-Speichereinheit 8 speichert Verschiebewerte für Schlitzbilder ein, wie sie erforderlich sind, um ein erstes Tomographiebild entlang ei ner ersten Tomographieebene des Objekts 1 zu rekonstruieren, wie es später beschrieben wird. Eine Verschiebewert-Spei chereinheit 9 speichert Verschiebewerte für Schlitzbilder ein, wie sie erforderlich sind, um ein zweites Tomographie bild entlang einer zweiten Tomographieebene des Objekts 1 zu rekonstruieren. Eine Tastatur 10 wird so bedient, daß in die Bildverarbeitungseinheit 7 Zahlendaten und Zeichendaten ein gegeben werden, wie sie für einen Rechenprozeß erforderlich sind. Z.B. wird die Tastatur dazu verwendet, Positionsinfor mation für eine Tomographieebene und Betriebsanweisungen einzugeben. Mit der Tastatur ist ein Patientenkörpergröße- Schalter 11 verbunden, über den Körperinformation zum Objekt 1 wahlweise auf einfache Weise eingegeben werden kann.

Ein Vollbildspeicher M1 speichert das entlang der ersten Tomographieebene aufgenommene erste Tomographiebild ein, wie es in der Bildverarbeitungseinheit 7 berechnet wurde, und ein Vollbildspeicher M2 speichert das entlang der zweiten Tomographieebene erstellte zweite Tomographiebild ein, wie es in der Bildverarbeitungseinheit 7 berechnet wurde. Ein Vollbildspeicher M3 speichert ein umgesetztes Bild ein, das dadurch erhalten wurde, daß das im Vollbildspeicher M2 abge speicherte zweite Tomographiebild entlang der ersten Tomo graphieebene durch die Bildverarbeitungseinheit 7 umgesetzt wurde. Ein Vollbildspeicher M4 speichert ein Panoramabild ein, wie es dadurch erhalten wurde, daß das im Vollbildspei cher M3 abgespeicherte umgesetzte Bild vom im Vollbildspei cher M1 abgespeicherten ersten Tomographiebild durch die Bildverarbeitungseinheit 7 abgezogen wurde.

Eine Ausgabeeinheit 20 stellt wahlweise in den Vollbildspei chern M1 bis M4 abgespeicherte Bilder dar. In vielen Fällen wird das im Vollbildspeicher M4 abgespeicherte Panoramabild angezeigt. Die Ausgabeeinheit 20 macht die in Form elektri scher Signale abgespeicherten Bilddaten sichtbar, und sie ist durch eine Bildanzeigevorrichtung wie eine Kathoden strahlröhre, eine Flüssigkristall-Anzeigetafel, einen Bild drucker zum Erstellen eines Bilds auf einem Aufzeichnungs blatt oder dergleichen gebildet.

Fig. 3 ist ein Flußdiagramm, das den Betriebsablauf beim Ausführungsbeispiel von Fig. 1 veranschaulicht. Zunächst wird die Verdrehvorrichtung 5 in einem Schritt a1 angetrie ben, um den Verdrehbetrieb des Schwenkarms 4 zu starten. In einem Schritt a2 bestrahlt die Röntgenquelle 2 das Objekt 1 mit Röntgenstrahlung, während der Schwenkarm 4 gedreht wird und der Röntgenbilddetektor 3 die durch das Objekt 1 hin durchgetretenen Röntgenstrahlen erfaßt und demgemäß das er haltene Röntgenbild in elektrische Signale umsetzt. Z.B. haben die elektrischen Signale dasselbe Signalformat wie ein in einem Fernsehsystem verwendetes Videosignal. In einem Schritt a3 werden die Bilder mit einer Rate von 30 Bildern pro Sekunde kontinuierlich in die Bildspeichereinheit 6 ein gespeichert. Ein vom Röntgenbilddetektor 3 erfaßtes Röntgen bild ist ein Schlitzbild, das formmäßig den sich vertikal erstreckenden Röntgenstrahlen entspricht, also vertikal langgestreckt ist. Wenn der Röntgenbilddetektor 3 in einer Periode von 30 Sekunden um den halben Umfang des Objekts 1 verstellt wird, wird z. B. kontinuierlich eine Folge von 30 X 30 = 900 Schlitzbildern erhalten. Ein solches Schlitzbild muß nicht die Form eines kontinuierlichen Signals haben, wie dies für ein Videosignal, wie oben genannt, gilt. Z.B. kann der Bildverarbeitungsprozeß intermittierend mit kurzem Zyk lus erfolgen und die sich ergebenden Bilder können sequen tiell in elektrische Signale umgesetzt werden.

In einem Schritt a4 werden Parameter eingestellt, wie sie zur Rekonstruktion des ersten Tomographiebilds entlang der ersten Tomographieebene erforderlich sind. Beim Beispiel wird ein Abrufintervall P1 eingestellt, um aus der Reihe der in der Bildspeichereinheit 6 abgespeicherten Schlitzbilder selektiv Schlitzbilder abzurufen, die mit vorgegebenen Zeit intervallen angeordnet sind. Ferner wird ein Abstand zum Ad dieren der abgerufenen Schlitzbilder während einer posi tionsmäßigen Verschiebung derselben um vorgegebene Abstände in Breitenrichtung (Verdrehungsrichtung), d. h. ein Verschie bewert Q1 eingestellt. Das Abrufintervall P1 und der Ver schiebewert Q1 können nach Belieben ausgewählt werden. Dies ermöglicht es, daß eine gewünschte Tomographieebene nach Be lieben eingestellt werden kann. Die erste Tomographieebene wird so eingestellt, daß das endgültige Bild erhalten wird, das den Diagnosegegenstand bildet. Bei vielen Panoramabild- Erstellungsprozessen wird die erste Tomographieebene so ein gestellt, daß sie sich entlang des durch das Gebiß gehenden Zahnbogens und des Oberkiefers und/oder des Unterkiefers er streckt. Der ausgewählte Verschiebewert Q1 wird in die Ver schiebewert-Speichereinheit 8 eingespeichert.

Dann werden in einem Schritt a5 Parameter eingestellt, die dazu erforderlich sind, das zweite Tomographiebild entlang der zweiten Tomographieebene zu rekonstruieren. Im Bei spielsfall wird ein Abrufintervall P2 eingestellt, um aus der Reihe der in der Bildspeichereinheit 6 abgespeicherten Schlitzbilder selektiv Schlitzbilder abzurufen, die in vor gegebenen Zeitintervallen angeordnet sind. Ferner wird ein Abstand zum Zusammensetzen der abgerufenen Schlitzbilder während einer positionsmäßigen Verschiebung der Schlitzbil der um vorgegebene Abstände in der Breitenrichtung (der Drehrichtung), d. h. ein Verschiebewert Q2 eingestellt. Das Abrufintervall P2 und der Verschiebewert Q2 können nach Be lieben ausgewählt werden. Dies ermöglicht es, daß eine ge wünschte Tomographieebene nach Belieben eingestellt werden kann. Die zweite Tomographieebene wird so eingestellt, daß sie durch ein Gewebe geht, das hinsichtlich des endgültigen Bildes einen Hindernisschatten erzeugt. Bei vielen Panorama bild-Erstellungsprozessen wird die zweite Tomographieebene so eingestellt, daß sie durch die Halswirbelsäule und die Unterkieferkanten geht. Der ausgewählte Verschiebewert Q2 wird in die Verschiebewert-Speichereinheit 9 eingespeichert.

In einem Schritt a6 werden die betroffenen Schlitzbilder auf Grundlage des Abrufintervalls P1 sequentiell in Form digita ler Signale abgerufen, die für jeden Bildpunkt quantisiert sind. Die Addieroperation wird ausgeführt, während die Bild daten der Schlitzbilder gemäß dem wie vorstehend beschriebe nen voreingestellten Verschiebewert Q1 verschoben werden, um das erste Tomographiebild entlang der ersten Tomographieebe ne mit dem Zahnbogen usw. zu rekonstruieren. Das rekon struierte Bild wird in den Vollbildspeicher M1 eingespei chert.

In einem Schritt a7 werden die betroffenen Schlitzbilder auf Grundlage des Abrufintervalls P2 sequentiell in Form digita ler Signale abgerufen, die für jeden Bildpunkt quantisiert sind. Die Addieroperation wird unter Verschiebung der Bild daten der Schlitzbilder gemäß dem wie vorstehend vorgegebe nen Verschiebewert Q2 ausgeführt, um das zweite Tomographie bild entlang der zweiten Tomographieebene zu rekonstruieren, die die Halswirbelsäule, die Unterkieferkanten usw. enthält. Das rekonstruierte Bild wird in den Vollbildspeicher M2 ein gespeichert.

In einem Schritt a8 wird, wie es oben beschrieben ist, das virtuelle Schlitzbild gemäß dem Verschiebewert Q2, der bei der Rekonstruktion der zweiten Tomographieebene verwendet wurde, auf Grundlage des zweiten Tomographiebilds der Hals wirbelsäule usw., wie es im Vollbildspeicher M2 abgespei chert ist, invers projiziert. Danach wird das invers proji zierte virtuelle Schlitzbild unter Verwendung des Verschie bewerts Q1, wie er bei der Rekonstruktion der ersten Tomo graphieebene verwendet wurde, in ein Hindernisschattenbild entlang der ersten Tomographieebene rekonstruiert und dieses Hindernisschattenbild wird in den vollbildspeicher M3 einge speichert.

In einem Schritt a9 wird, wie oben beschrieben, das im Voll bildspeicher M3 abgespeicherte Hindernisschattenbild vom er sten Tomographiebild des Zahnbogens usw., das im vollbild speicher M2 abgespeichert ist, abgezogen, um dadurch ein Pa noramabild zu erhalten, aus dem die Hindernisschattenkompo nenten entfernt sind. Das Panoramabild wird in den Vollbild speicher M4 eingespeichert.

In einem Schritt a10 zeigt die Ausgabeeinheit 20 das im Vollbildspeicher M4 abgespeicherte Panoramabild so an, daß dieses, das frei von einem Hindernisschatten ist, bei der Diagnose verwendet werden kann.

Auf diese Weise werden Bilddaten, wie sie für den Rechen prozeß erforderlich sind, vorab in einen jeweiligen Voll bildspeicher eingespeichert. Demgemäß ist keine gesonderte Datenübertragung erforderlich, so daß die Geschwindigkeit des Rechenprozesses erhöht ist.

In manchen Fällen ist das im Vollbildspeicher M2 abgespei cherte zweite Tomographiebild beim Prozeß des Berechnens des endgültigen Panoramabilds überflüssig. In solchen Fällen kann das endgültige Panoramabild im Vollbildspeicher M2 statt in einem Vollbildspeicher M4 abgespeichert werden, wo durch die Anzahl von Vollbildspeichern verringert werden kann, ohne daß die Berechnungsgeschwindigkeit sinkt.

Wenn der Vollbildspeicher M1 ausgewählt wird, um ein Bild auf der Ausgabeeinheit 20 anzuzeigen, wird auf dieser das erste Tomographiebild dargestellt, das noch keinem Subtrak tionsprozeß unterzogen wurde. Wenn der Vollbildspeicher M2 ausgewählt wird, wird das zweite Tomographiebild mit der Halswirbelsäule usw., das einen Hindernisschatten bildet, dargestellt. Wenn der Vollbildspeicher M3 ausgewählt wird, wird das zweite Tomographiebild, das das Hindernisschatten bild in der ersten Tomographieebene ist, dargestellt. Wenn die Bilder zweckentsprechend zur Anzeige auf der Ausgabeein heit 20 ausgewählt werden, kann daher die Wirkung der Bild verarbeitung und die Korrektheit der Einstellung der Tomo graphieebene visuell klargestellt werden.

Fig. 4 ist ein Diagramm, das die Beziehung zwischen dem Ab rufintervall und dem Verschiebewert einerseits und einer To monographieebene andererseits zeigt. Wenn angenommen wird, daß Röntgenstrahlen XB in Uhrzeigerrichtung um das Drehzentrum R1 gedreht werden, wird ein Bild eines Objekts in einer To mographieebene Z1 auf einen Röntgenbild-Detektorschirm 3a projiziert, der zusammen mit den Röntgenstrahlen XB ver dreht wird, und das diesen Schirm in der Richtung von links nach rechts durchquert, wie von der Bilderstellungsvorrich tung 3b aus gesehen. Auf ähnliche Weise wird auch das Bild eines Objekts in einer anderen Tomographieebene Z2 auf den Röntgenbild-Erfassungsschirm 3a projiziert, und es durch quert den Schirm in derselben Richtung. In diesem Fall ist jedoch die Laufgeschwindigkeit des Bilds beim Durchlauf schneller als diejenige des Bilds in der Tomographieebene Z1, da die Tomographieebene Z2 weiter vom Drehzentrum R1 entfernt ist. Wenn das Abrufintervall und der Verschiebewert abhängig von den Laufgeschwindigkeiten dieser Bilder ausge wählt werden, kann daher ein Panoramabild des Objekts in den Tomographieebenen Z1 und Z2 synchron mit den Laufgeschwin digkeiten erstellt werden.

Wenn das Abrufintervall und der Verschiebewert konstant sind, ist das Tomographiebild bogenförmig, auf dieselbe Wei se wie die in Fig. 4 dargestellten Tomographieebenen Z1 und Z2. Jedoch müssen das Abrufintervall und der Verschiebewert bei einer Verarbeitung nicht notwendigerweise konstant sein. Wenn sie in Beziehung zur Bewegung des Drehzentrums der Röntgenstrahlen geändert werden, kann eine Tomographieebene ausgewählt werden, die aus mehreren Ebenen mit verschiedenen Krümmungen besteht, und zwar als Tomographieebene Z4 in Fig. 5, was später beschrieben wird.

Wie es aus dem vorstehenden erkennbar ist, muß bei diesem Gerät der Röntgenbild-Erstellungsprozeß nur einmal ausge führt werden und es kann jederzeit nach dem Bilderstellungs prozeß ein Panoramabild für eine beliebige Tomographieebene erstellt werden, ohne daß Bildinformation vergeudet wird, die die gesamte Information von im Röntgenpfad vorhandenen Objekten enthält. Selbst wenn das sich ergebende Panorama bild von einer gewünschten Tomographieebene abweicht, ist es nur erforderlich, die Bildverarbeitung erneut auszuführen, jedoch muß der Röntgenbild-Erstellungsprozeß nicht erneut ausgeführt werden.

Das Abrufintervall und der Verschiebewert können abhängig vom Ergebnis eines Erfassungsprozesses eingestellt werden, bei dem eine Reihe von Schlitzbildern, die kontinuierlich in der Bildspeichereinheit 6 abgespeichert sind, rekonstruiert wird, und es wird die Geschwindigkeit erfaßt, mit der sich das Zielbild im rekonstruierten Bild bewegt. Anders gesagt, erscheinen im rekonstruierten Bild, wenn auch unklar, Bilder von Objekten, durch die die Röntgenstrahlen gelaufen sind, und demgemäß ist es möglich, die Bewegungsgeschwindigkeit des Zielbilds zu erfassen. Wenn die Geschwindigkeit gemessen ist, können demgemäß die Einstellwerte für das Abrufinter vall und den Verschiebewert, wie sie zum Erhalten eines Pa noramabilds in der Ziel-Tomographieebene zweckdienlich sind, leicht berechnet werden.

Das Abrufintervall und der Verschiebewert können mittels ei ner Dateneingabevorrichtung wie der Tastatur 10 eingestellt werden. Die voreingestellten Verschiebewerte werden in die Verschiebewert-Speichereinheiten 8 und 9 eingespeichert. Der mit der Tastatur 10 verbundene Patientenkörpergröße-Schalter 11 ist mit drei Auswahlschaltern 11a, 11b und 11c versehen, die jeweils den Körpergrößen groß, mittel bzw. klein von Pa tienten entsprechen. Z.B. können mehrere Tomographieebenen, die den Formen und Positionen von Zahnbögen entsprechen, die sich abhängig von der Körperform von Patienten ändern, vorab eingestellt werden, und das Abrufintervall und der Verschiebewert, wie sie einer der Tomographieebenen entspre chen, können gemeinsam über die Auswahlschalter 11a, 11b und 11c ausgewählt werden.

Wie in Fig. 4 dargestellt, beinhalten die so voreingestell ten Tomographieebenen nicht nur die Tomographieebenen Z1 und Z2 auf der Seite des Röntgenbild-Erfassungsschirms 3a in be zug auf das Drehzentrum R1, sondern auch solche, wie eine Tomographieebene Z3 auf der Seite der Röntgenquelle in bezug auf das Drehzentrum R1. In diesem Fall laufen die Bilder der Tomographieebene Z3 usw. in entgegengesetzter Richtung zur Bewegungsrichtung der Tomographieebene Z1 usw. über den Röntgenbild-Erstellungsschirm 3a, oder von rechts nach links von der Bilderstellungsvorrichtung 3b aus gesehen. Demgemäß ist die Verschieberichtung der Position bei der Addieropera tion für die abgerufenen Schlitzbilder umgekehrt, oder der Verschiebewert ist negativ.

Fig. 5 ist ein Diagramm, das die Positionsbeziehung zwischen einem Objekt und einer Tomographieebene zeigt. Ein Gebiß er streckt sich entlang dem Unterkiefer 30, und der Zahnbogen ist so eingestellt, daß er nahe beim mittleren Bereich des Gebisses und der Unterkieferkanten 31 durch läuft. Eine Tomographieebene Z4a fällt im wesentlichen mit dem Zahnbogen zusammen. Im allgemeinen besteht ein Zahnbogen aus einer Kurve mit mehreren Krümmungen. Um ein deutliches Panorama bild zu erhalten, ist es bevorzugt, das Drehzentrum R1 der Röntgenstrahlen entlang einer Bahn R2 proportional zur Drehbewegung zu verstellen.

Um ein Panoramabild zu erhalten, aus dem Hindernisschatten entfernt sind, wie oben beschrieben, wird die erste Tomo graphieebene auf die Tomographieebene Z4a entlang dem Zahn bogen eingestellt, und ein Bereich zwischen den Grenzebenen Z4b und Z4c bildet die Breite des Tomogramms, das als Pano ramabild zu erstellen ist. Die zweite Tomographieebene ist als Tomographieebene Z5 eingestellt, die durch die Halswir belsäule 32 und die Unterkieferkanten 31 geht. Eine Grenz ebene Z6 ist eine Kurve, die durch einen Bereich geht, der vor der Halswirbelsäule 32 liegt, und eine Grenzebene Z7 ist eine Kurve, die durch einen Bereich geht, der hinter der Halswirbelsäule 32 liegt. Der Abstand zwischen den Grenzebe nen ist so eingestellt, daß er der Tomographiebreite W entspricht. Der Zentrumsabstand zwischen dem Zentrum der Frontzähne und der Tomographieebene Z5 ist mit L gekenn zeichnet.

In diesem Fall wird die Tomographiebreite W der zweiten To mographieebene, die einen Hindernisschatten ausbildet, vor zugsweise auf einen relativ großen Wert eingestellt, damit ein Hindernisschattenbild selbst dann korrekt entfernt wer den kann, wenn die Formen und Positionen der Halswirbelsäule, des Zahnbogens usw. abhängig von der Körpergröße, dem Geschlecht, dem Alter und der Rasse eines Patienten variie ren. Genauer gesagt, ist es dann, wenn die Halswirbelsäulen 32 und die Unterkieferkanten 31 der meisten Patienten inner halb des vorgegebenen Bereichs der Tomographiebreite W der zweiten Tomographieebene die einen Hindernisschatten aus bildet, liegen, nicht erforderlich, die Tomographiebreite W neu einzustellen. Wenn die Halswirbelsäulen 32 und die Un terkieferkanten 31 eines Patienten jedoch aus dem voreinge stellten Bereich herausfallen, ist es unmöglich, ein Hinder nisschattenbild korrekt zu entfernen. Demgemäß ist der Ab stand L zwischen der ersten und der zweiten Tomographieebene variabel, so daß selbst dann, wenn der Abstand zwischen den Frontzähnen und der Halswirbelsäule 32 bei einem Patienten geändert ist, es z. B. möglich ist, die Position der zweiten Tomographieebene neu einzustellen. Dies ermöglicht es, immer ein korrektes Panoramabild zu erhalten, aus dem ein Hinder nisschattenbild entfernt ist.

Die erste Tomographieebene ist so eingestellt, daß sie durch den Zahnbogen und den Unterkiefer 30 geht, die zweite Tomo graphiebene ist so eingestellt, daß sie durch die Halswir belsäule 32 und die Unterkieferkanten 31 geht, und die Tomo graphiebreite W der zweiten Tomographieebene ist variabel. Selbst wenn die Halswirbelsäulen 32 und die Unterkieferkan ten 31 eines Patienten aus der ursprünglich eingestellten Tomographiebreite herausfallen, ist es möglich, diese Tomo graphiebreite W neu einzustellen. Demgemäß kann immer ein korrektes Panoramabild erhalten werden, aus dem ein Hinder nisschattenbild entfernt ist.

Die erste Tomographieebene ist so eingestellt, daß sie durch den Zahnbogen und den Unterkiefer 30 geht, die zweite Tomo graphieebene ist so eingestellt, daß sie durch die Halswir belsäule 32 und die Unterkieferkanten 31 geht, der Abstand zwischen der ersten und der zweiten Tomographieebene ist va riabel und die Tomographiebreite W der zweiten Tomographie ebene ist variabel. Daher kann der Bereich, in dem ein Hin dernisschattenbild entsteht, d. h. die Position oder der Be reich der zweiten Tomographieebene, abhängig von einem Pa tienten neu eingestellt werden. Demgemäß kann immer ein kor rektes Panoramabild erhalten werden, aus dem ein Hindernis schattenbild entfernt ist.

Fig. 6 ist ein Diagramm eines Panoramabilds des Zahnbogens, des Oberkiefers und des Unterkiefers. Wenn die Auge-Ohr-Ebe ne und die Mittelebene eines Patienten zusammenfallen und der Frontzahnbereich korrekt positioniert ist, verläuft der Tomographiebahnort korrekt, wenn der Schläfenbein-Unterkie fer-Bogen, der hintere Backenzahnbereich, der vordere Bak kenzahnbereich, der Eckzahnbereich und der Schneidezahnbe reich in dieser Reihenfolge durchlaufen werden, was dazu führt, daß ein Panoramabild erhalten wird, in dem die Zähne, der Kiefer und der Gesichtsbereich erkennbar sind. In Fig. 6 erscheint der im Zentrum liegende Schatten V1 als Geister bild (Bereich geringer Dichte), und zwar als Ergebnis einer verringerten Röntgenbelichtung, wie sie entsteht, wenn Röntgenstrahlen durch die Halswirbelsäule treten. Die fä cherförmigen Schatten V2 und V3 links und rechts sind Gei sterbilder (Bereiche niedriger Dichte), wie sie entstehen, wenn Röntgenstrahlen durch die linke und rechte Unterkie ferkante laufen.

Claims

1. Digitales Panoramaröntgenbild-Erstellungsgerät mit:

- einer Röntgenquelle (2) zum Beleuchten eines Objekts mit Röntgenstrahlen;
- einer Einrichtung (3) zum Erfassen eines Bilds von Rönt genstrahlen, die durch das Objekt gelaufen sind;
- einer Einrichtung (4) zum Verdrehen der Röntgenquelle (2) und der Röntgenerfassungseinrichtung (3) als Einheit um das Objekt;
- einer Einrichtung (6) zum Abspeichern von Bildinformation, wie sie von der Röntgenerfassungseinrichtung (3) in der Pe riode ausgegeben wird, in der die Verdrehungseinrichtung (4) arbeitet;
- einer Einrichtung (7) zum Erstellen eines Tomographiebilds entlang einer gewünschten Tomographieebene auf Grundlage von in der Bildspeichereinrichtung (6) abgespeicherter Bildin formation, und zum Ausführen eines Berechnungsprozesses hin sichtlich des Tomographiebilds, um ein Panoramabild zu er stellen; und
- einer Einrichtung (20) zum Darstellen des Panoramabilds;
dadurch gekennzeichnet, daß die Speichereinrichtung folgen des beinhaltet:
- einen ersten Vollbildspeicher (M1) zum Einspeichern eines ersten, entlang einer ersten Tomographieebene liegenden To mographiebilds;
- einen zweiten Vollbildspeicher (M2) zum Einspeichern eines zweiten, entlang einer zweiten Tomographieebene liegenden Tomographiebilds;
- einen dritten Vollbildspeicher (M3) zum Einspeichern eines umgesetzten Bilds, das ein Bild entlang der ersten Tomogra phieebene ist, wie es durch Umsetzung des zweiten Tomogra phiebilds durch die Bildverarbeitungseinrichtung (7) erhal ten wird; und
- einen vierten Vollbildspeicher (M4) zum Einspeichern eines Panoramabilds, das dadurch erhalten wird, daß das im dritten Vollbildspeicher (M3) abgespeicherte umgesetzte Bild vom er sten, im ersten Vollbildspeicher (M1) abgespeicherten Tomo graphiebild durch die Bildverarbeitungseinrichtung (7) abge zogen wird.

2. Gerät nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß der zweite und der vierte Vollbildspeicher (M2. M4) ein und der selbe Vollbildspeicher sind.

3. Gerät nach einem der Ansprüche 1 oder 2, dadurch ge kennzeichnet, daß die erste Tomographieebene (Z4a) so einge stellt ist, daß sie durch den Zahnbogen und den Oberkiefer und/oder den Unterkiefer (30) geht, und die zweite Tomogra phieebene (Z5) so eingestellt ist, daß sie durch die Hals wirbelsäule (32) und die Unterkieferkanten (31) geht, und der Abstand zwischen der ersten und der zweiten Tomographie ebene (Z4a, Z5) variabel ist.

4. Gerät nach einem der Ansprüche 1 oder 2, dadurch ge kennzeichnet, daß die erste Tomographieebene (Z4a) so einge stellt ist, daß sie durch den Zahnbogen und den Oberkiefer und/oder den Unterkiefer (30) geht, und die zweite Tomogra phieebene (Z5) so eingestellt ist, daß sie durch die Hals wirbelsäule (32) und die Unterkieferkanten (31) geht, und die Tomographiebreite der zweiten Tomographieebene (Z5) va riabel ist.

5. Gerät nach Anspruch 3, dadurch gekennzeichnet, daß die Tomographiebreite der zweiten Tomographieebene (Z5) variabel ist.