DE19941668A1 - Verfahren und Vorrichtung zur computergestützen Röntgentomographie - Google Patents

Abstract

Verfahren und Vorrichtung zur computergestützten Tomographie geeignet zur Herstellung von Schnitt- oder Teilbildern eines lokalen Bereichs und Panoramabildern des zu untersuchenden Objekts bei Verwendung verminderter Strahlungsdosen und verkürzter Aufnahmedauern. Zur Herstellung von Teil- oder Schnittbildern eines lokalen Bereichs des Objekts wird ein Röntgenprojektionsbild eines lokalen Bereichs des Objekts auf einem zweidimensionalen Röntgenbildsensor erzeugt, indem ein Schwenkarm innerhalb eines Winkelbereichs gedreht wird, während ein konisches Röntgenstrahlenbündel von in Drehrichtung des Bündels geringer Breite, das nur einen Teil des zu untersuchenden Objekts erfaßt, lokal abgestrahlt wird, während das Rotationszentrum des Schwenkarms an der Mittelposition des zu untersuchenden lokalen Bereichs festgehalten wird. Die so erzeugten Röntgenprojektionsbilder werden mittels eines Computers verarbeitet, um eine dreidimensionale Röntgenabsorptionskoeffizienten-Verteilungsinformation für den lokalen Bereich als Bildinformation zu extrahieren und dadurch ein Schnitt- oder Teilbild des lokalen Bereichs des untersuchten Objekts zu erzeugen.

Description

Die Erfindung betrifft ein Verfahren und eine Vorrichtung zur computergestützten Rönt­ gentomographie (CT), bei der Schnitt- oder Teilbilder eines lokalen Bereichs und Panoramabilder eines Objekts erzeugt werden, indem ein spezifisches konisches Rönt­ genstrahlbündel auf ein zu untersuchendes Objekt gerichtet wird.

Das als computergestützte Röntgentomographie (CT) bekannte Verfahren zur Erzeu­ gung von Schnittbildern wurde in der medizinischen Praxis beispielsweise für Diagnose­ zwecke in großem Umfang eingesetzt. Bei diesem Verfahren werden Röntgenstrahlen von allen Seiten auf das Objekt gerichtet. Danach werden dreidimensionale Röntgenab­ sorptionskoeffizienten-Verteilungsinformationen für das geröntgte Objekt aus den Projektionsdaten anhand der Radon-Theorie in bekannter Weise analysiert, wodurch ein Schnitt- oder Teilbild des Objekts erhalten wird.

Bei der bekannten computergestützten Röntgentomographie handelt es sich um eine Technik, bei der ein dünnes, aber in der Drehrichtung relativ breites Röntgenstrahlen­ bündel von allen Seiten in einer gewissen Tiefe auf das Objekt gerichtet wird, wobei dieser Vorgang bei unterschiedlichen Tiefen wiederholt wird.

Falls nur ein innerhalb des Objekts befindlicher Teil tomographisch untersucht werden soll, wird das gesamte Objekt mit dem fächerförmigen, breiten Röntgenstrahlenbündel bestrahlt, um eine Absorptionskoeffizienten-Verteilungsinformation zu gewinnen, aus der die Koeffizienten-Verteilungsinformation für den betreffenden Teil oder Bereich zwecks Analyse entnommen wird. Das bedeutet, daß das Objekt einer erheblichen Röntgendosis ausgesetzt wird.

Außerdem erfordern das Röntgen und die Analyse der Testdaten eine lange Zeitspanne. Angesichts der hohen Strahlungsdosis ist die CT-Untersuchung auf einige Male pro Jahr beschränkt.

Bei dem bekannten Panorama-Röntgensystem überstreicht das Röntgenstrahlenbündel den Zahnbogen von hinten näherungsweise quer zu dem Zahnbogen. Der Schwenkarm und seine Verstellvorrichtung sind so ausgelegt, daß der Röntgengenerator kontinuierlich um drei verschiedene Mittelpunkte a, b und c im Frontzahnbereich des Zahnbogens sowie rechts und links von dem Backenzahnbereich bewegt wird, wie dies in den Fig. 24(a) bis (c) dargestellt ist. Dies erfordert eine komplizierte Vorrichtung und Steuerung für den Schwenkarm (nicht veranschaulicht) zum Drehen des Röntgengenerators 101.

Fig. 25 zeigt Orte des Schwenkarms eines anderen bekannten Panorama-Röntgensystems während der Röntgenuntersuchung. Mit Lo ist die Symmetrieachse bezeichnet. Es handelt sich dabei um die Mittellinie der Axialsymmetrie eines Zahnbogens. Der Buch­ stabe L bezeichnet das näherungsweise senkrecht zu dem Bestrahlungsbereich des Zahn­ bogens stehende Röntgenstrahlenbündel. Mit La ist eine Hüllkurve bezeichnet, die von dem Bündel L der Röntgenstrahlen gebildet wird. Auch in diesem Fall muß der Schwenkarm so verstellt werden, daß eine Einhüllende der in der Figur gezeigten Art gebildet wird. Dies macht den Verstellmechanismus und die Steuerung kompliziert.

Mit der vorliegenden Erfindung sollen die bei der bekannten Technik der computerge­ stützten Röntgentomographie bestehenden Probleme ausgeräumt werden.

Insbesondere soll ein Verfahren zur computergestützten Röntgentomographie geschaffen werden, welches die für einen Tomographievorgang erforderliche Zeitspanne im Vergleich zu bekannten computergestützten Röntgentomographieverfahren erheblich verkürzt, das die Röntgenstrahlenbelastung des Objekts wesentlich reduziert und das eine Verkleinerung des Röntgensystems, mit dem das Verfahren durchgeführt wird, gestattet.

Weil bei dem erfindungsgemäßen Röntgenverfahren der Schwenkarm bei festgehaltenem Schwenkarmzentrum gedreht wird, um ein konisches Röntgenstrahlenbündel nur auf den zu untersuchenden lokalen Bereich des Objekts auftreffen zu lassen, wird die Strahlen­ belastung gegenüber der bekannten Untersuchung mittels computergestützter Röntgen­ tomographle auf 1/2 bis 1/100 gesenkt.

Weil ferner die Bildinformation durch eine Analyse der Absorptionskoeffizienten-Ver­ teilungsinformation erhalten wird, stellt sich bei dem erfindungsgemäßen Verfahren nicht das Problem einer nachteiligen Beeinflussung der Röntgenaufnahme durch zu dem Objekt gehörende Knochen oder dergleichen. Es ist infolgedessen möglich, die Gesamtgröße der Vorrichtung zu reduzieren.

Ferner kann es möglich sein, ein vertikal ausgerichtetes computergestütztes Röntgen­ tomographie-System aufzubauen, bei dem das Röntgenstrahlenbündel in horizontaler Richtung abgegeben und gedreht werden kann, während der Patient steht oder sitzt. Mit der vorliegenden Erfindung kann auf diese Weise ein computergestütztes Röntgentomo­ graphie-System von geringer Größe bereitgestellt werden, das sich beispielsweise für Zahnärzte eignet, die nur über eine beschränkte Stellfläche verfügen.

Mit der vorliegenden Erfindung soll ferner ein computergestütztes Röntgentomographie- Verfahren bereitgestellt werden, das Panoramabilder erzeugen kann, indem der Schwenkarm nur in eine kreisende Bewegung versetzt wird, statt daß der Schwenkarm wie bei bekannten Panorama-Röntgenverfahren gedreht wird, während sich sein Zentrum vor und zurück sowie nach rechts und nach links bewegt. Es soll auch eine Vorrichtung zur Durchführung eines solchen Verfahrens geschaffen werden.

Ein weiteres Ziel der vorliegenden Erfindung ist die Bereitstellung eines Verfahrens und einer Vorrichtung, die es erlauben, Panoramabilder mit wesentlich reduzierter Strahlen­ belastung des zu untersuchenden Objekts herzustellen.

Erfindungsgemäß können Bilder von lokal mit Strahlung beaufschlagten Flächen und Panoramabilder erhalten werden, indem das konische Röntgenstrahlenbündel, das in der Drehrichtung eine gewisse Ausdehnung hat und in der Vertikalrichtung eine bestimmte Dicke besitzt, einfach in der Drehrichtung abgegeben wird, wie wenn solche Teile wie der beabsichtigte lokale Bereich des Objekts und ein spezieller Bereich um das Zentrum des Zahnbogens herum einzuhüllen sind. Das Verfahren und die Vorrichtung nach der Erfindung eignen sich für eine Röntgenuntersuchung von lokalen Bereichen wie dem Gebiß und dem Kiefer, ebenso wie zur zerstörungsfreien Untersuchung von kleinen Strukturen.

Bei dem erfindungsgemäßen computergestützten Röntgentomographie-Verfahren wird das konische Röntgenstrahlenbündel nur lokal auf den lokalen Bereich des Objekts gerichtet, indem der Schwenkarm gedreht wird, an welchem der Röntgengenerator und der Röntgenbildsensor für zweidimensionale Röntgenbilder einander gegenüberliegend abgestützt sind. Dieser Röntgenvorgang erfolgt, indem der Röntgengenerator das koni­ sche Röntgenstrahlenbündel nur auf den aufzunehmenden lokalen Bereich auftreffen läßt, wobei das Rotationszentrum des Schwenkarms an der zentralen Position des aufzuneh­ menden lokalen Bereiches festgehalten wird.

Der Schwenkarm muß nicht immer voll um den lokalen Bereich herum gedreht werden; vielmehr kann der überfahrene Kreisbogen je nach den Anforderungen zwischen etwa 5° und dem Vollkreis, d. h. 360° liegen. Mit anderen Worten, im Rahmen der vorliegenden Erfindung ist die lokale Strahlung spezifisch definiert, und der von der Strahlung erfaßte Bereich ist nicht auf den Vollkreis von 360° beschränkt, sondern kann in Abhängigkeit von den jeweiligen Anforderungen gewählt werden.

Es wurde gefunden, daß eine Strahlungsbeaufschlagung mit dem konischen Röntgen­ strahlenbündel über einen Winkelbereich, der von der Art der erforderlichen CT-Bilder abhängt, eine Koeffizientenverteilungsinformation erzeugt, aus der gewünschte Bilder abgeleitet werden können. Die vorliegende Erfindung basiert auf dieser Entdeckung.

Erfindungsgemäß reicht eine Strahlungsbeaufschlagung, die einen Bereich von nur 5 bis 90° abdeckt, aus, um die Frontzähne in einer Richtung senkrecht zu dem Gebiß zu rönt­ gen. Für die Herstellung von Panoramabildern des gesamten Kiefers bzw. Zahnbogens sollte die Strahlung gerade den Winkelbereich senkrecht zu dem Zahnbogen abdecken, d. h. etwa 180°. Auf diese Weise können mittels des computergestützten Röntgentomo­ graphie-Verfahrens Panoramabilder des Zahnbogens gewonnen werden.

Im Rahmen der vorliegenden Erfindung werden ferner Röntgenprojektionsbilder, die von dem Zweidimensions-Bildsensor erzeugt werden, mittels eines Computers verarbeitet und rekonstruiert. Das heißt, wenn ein Röntgenprojektionsbild rückprojiziert und einer spezifischen arithmetischen Verarbeitung unterzogen wird, kann als Bildinformation eine dreidimensionale Absorptionskoeffizienten-Verteilungsinformation an der Innenseite des geröntgten lokalen Bereichs entnommen werden. Wenn ein spezieller Schnitt oder Teil­ bereich des Objekts bezeichnet oder ein spezieller Körperabschnitt zuvor eingestellt wird, kann dessen Schnitt- oder Teilbild erzeugt werden.

Das Röntgenverfahren der vorliegenden Erfindung beruht auf folgender Idee: Während Projektionsdaten stets von dem lokalen Bereich erhalten werden können, welcher der lokalen Strahlung des konischen Röntgenstrahlenbündels ausgesetzt ist, hat der andere Teil des Objekts, welcher den lokalen Bereich umgibt, auf Projektionsdaten weniger Ein­ fluß als der lokale Bereich, weil das konische Röntgenstrahlenbündel ihn momentan durchquert, während der Schwenkarm rotiert. Bei der Rückprojektion kann daher der Effekt von anderen Teilen als dem lokalen Bereich weitgehend ignoriert werden.

Falls eine starke Differenz hinsichtlich der Koeffizientenverteilungsinformation für das Objekt zwischen dem aufzunehmenden lokalen Bereich und den umgebenden Teilen beobachtet wird, d. h. wenn Zähne, Knochenimplantate oder dergleichen in dem lokalen Bereich vorliegen, hat das erhaltene Schnitt- oder Teilbild einen ausreichenden Kontrast, um die Form solcher Objekte zu untersuchen. Infolgedessen kann das Projektionsbild, das durch lokale Beaufschlagung nur des lokalen Bereichs mit dem konischen Röntgen­ strahlenbündel erhalten wird, in der Praxis nach entsprechender Analyse sehr wohl für Diagnosezwecke benutzt werden.

Die vorliegende Erfindung umfaßt auch ein computergestütztes Röntgentomographie- Verfahren, bei dem sich die zur praktischen Durchführung des Verfahrens eingesetzte Analysetechnik in speziellen Op erationsausdrücken niederschlägt.

Aufgabe dieser Analysetechnik ist es, die Röntgenabsorptions-Koeffizientenverteilung näherungsweise zu ermitteln. Das heißt, die Rückprojektionsdaten der betreffenden Pro­ jektionsdaten werden mittels des in großem Umfang benutzten Faltungsverfahrens nur für den lokalen Bereich integriert, welcher der lokalen Strahlung ausgesetzt wird. Die zweidimensionale Absorptionskoeffizientenverteilung wird zu Bildern verarbeitet. Eine praktische dreidimensionale Verteilungsinformation kann errechnet werden, indem zwei­ dimensionale Verteilungen addiert werden. Diese Analysetechnik ist weiter unten näher erläutert.

Es wird ferner ein computergestütztes Röntgentomographie-Verfahren vorgeschlagen, das eingesetzt wird, um Panoramabilder des Zahnbogens zu erzeugen.

Die Herstellung von Panoramabildern des Zahnbogens aus einer dreidimensionalen Absorptionskoeffizienten-Verteilungsinformation geschieht wie folgt: Es wird ein virtu­ eller lokaler Bereich ermittelt, der an spezifischen Orten einem konischen Röntgenstrah­ lenbündel ausgesetzt wird. Während das Rotationszentrum des konischen Röntgenstrah­ lenbündels an der Mittelposition dieses virtuellen lokalen Bereiches festgehalten wird, läßt man das konische Röntgenstrahlenbündel lokal so auftreffen, daß es nur den virtuel­ len lokalen Bereich überstreicht. Nur mittels des konischen Röntgenstrahlenbündels gebildete Röntgenprojektions-Teilbilder werden aus den erhaltenen Röntgenprojektions- Bildern des Zahnbogens abgeleitet. Auf der Basis der Röntgenprojektions-Teilbilder wird eine Rückprojektion durchgeführt, um eine dreidimensionale Absorptionskoeffizienten- Verteilungsinformation des Zahnbogens zu erhalten. Anhand der dreidimensionalen Absorptionskoeffizienten-Verteilungsinformation werden die Panoramabilder des Zahn­ bogens erzeugt. Auf diese Weise können mittels des computergestützten Röntgentomo­ graphie-Verfahrens die gleichen Panoramabilder des Zahnbogens gewonnen werden wie mittels des konischen Röntgenstrahlenbündels bei einem bekannten Verfahren.

Das Prinzip dieser Idee stellt eine Weiterentwicklung zu einem computergestützten Röntgentomographie-Verfahren ausgehend von einem Verfahren dar, bei dem mittels des konischen Röntgenstrahlenbündels das gesamte Objekt bestrahlt werden muß. Wenn ein virtueller lokaler Bereich auf diese Weise ausgewählt wird, ist die Bestrahlung mittels des konischen Röntgenstrahlenbündels auf einen spezifischen Winkelbereich beschränkt. Wenn jedoch dafür gesorgt wird, daß nur die Röntgenprojektions-Teilbilder erfaßt wer­ den, die dem konischen Röntgenstrahlenbündel in dem betreffenden Winkelbereich aus­ gesetzt sind, können Bilddaten gewonnen werden, die für Panoramabilder gut genug sind. Das heißt, eine Absorptionskoeffizienten-Verteilung wird aus den Röntgenprojekti­ ons-Teilbildern gewonnen, um Panoramabilder zu erzeugen.

Der virtuelle lokale Bereich für die Gewinnung von Panoramabildern des Zahnbogens befindet sich häufig an oder nahe dem Zentrum des Zahnbogens oder an einer Stelle zwi­ schen dem Zahnbogen und dem Halswirbelbereich auf der Symmetrieachse des Zahnbo­ gens. Diese Stelle ist in so fern von Vorteil, als dort nur wenige Hindernisse vorhanden sind.

Das computergestützte Röntgentomographie-Verfahren kann Panoramabilder erzeugen, ohne daß der Schwenkarm komplizierten Orten folgen muß, um eine Einhüllende zu bilden, wie dies beim Stand der Technik der Fall ist (siehe Fig. 25). Bei der vorliegenden Erfindung erfolgt das Röntgen bei auf einem spezifischen Punkt festgehaltenem Rotati­ onszentrum. Infolgedessen kann die betreffende Vorrichtung auf fast gleichartige Weise ausgebildet sein.

Mit der vorliegenden Erfindung wird auch ein Verfahren zum Erzeugen von Panorama­ bildern des Zahnbogens vorgeschlagen, bei dem eine dreidimensionale Absorptions­ koeffizienten-Verteilungsinformation des Zahnbogens als Bildinformation erfaßt wird. Wenn eine bestimmte Breite des konischen Röntgenstrahlenbündels zum Auftreffen auf den lokalen Bereich gebracht wird, indem der Schwenkarm gedreht wird, an dem der Röntgengenerator und der Bildsensor für zweidimensionale Röntgenbilder einander gegenüberstehend abgestützt sind, wird das Rotationszentrum des Schwenkarms an der Zentralposition des virtuellen lokalen Bereichs festgehalten, der die Orte des konischen Röntgenstrahlenbündels beinhaltet, die erforderlich sind, um Panoramabilder des Zahn­ bogens oder eines Teils des Objekts zu erhalten. Der Schwenkarm wird nur über den Winkelbereich entsprechend den Röntgenaufnahme-Anforderungen gedreht, um das konische Röntgenstrahlenbündel des Röntgengenerators nur auf den virtuellen lokalen Bereich auffallen zu lassen. Auf diese Weise werden die Röntgenprojektions-Bilder eines nach dem anderen auf dem zweidimensionalen Bildsensor erzeugt. Aus den nacheinander auf dem zweidimensionalen Röntgenbildsensor erzeugten Röntgenprojektions-Bildern werden nur die Röntgenprojektions-Teilbilder entnommen, die hergestellt werden, wenn das konische Röntgenstrahlenbündel näherungsweise senkrecht zu dem Zahnbogen steht. Die erfaßten Röntgenprojektions-Teilbilder werden arithmetisch verarbeitet, um die drei­ dimensionale Absorptionskoeffizienten-Verteilungsinformation des Zahnbogens als Bildinformation zur Bildung von Panoramabildern des Zahnbogens zu extrahieren.

Das konische Röntgenstrahlenbündel wird lokal zum Auftreffen gebracht, um Panorama­ bilder des Zahnbogens zu erzeugen, und es steht näherungsweise senkrecht zu dem Zahnbogen. Der Grund, warum nur dieses konische Röntgenstrahlenbündel extrahiert wird, besteht darin: Die Röntgenprojektions-Teilbilder aufgrund des konischen Röntgen­ strahlenbündels enthalten Projektionsdaten, die sich für die Bildung von Panoramabildern des Zahnbogens am besten eignen, d. h. Projektionsdaten, bei denen sich Zähne weniger überlappen.

Das vorliegende Röntgenverfahren basiert auf den zuvor erläuterten lokalen Röntgen­ methoden. Bei diesem Verfahren bilden jedoch, um dem konischen Röntgenstrahlenbün­ del ständig ausgesetzt zu sein, nicht nur der Zahnbogen oder das Objekt zur Erzeugung von Panoramabildern, sondern auch ein Bereich, der ständig bestrahlt wird, indem das konische Röntgenstrahlenbündel mit einer spezifischen Breite und mit einem näherungs­ weise in der Mitte des Zahnbogens, vorzugsweise innerhalb des Zahnbogens liegenden spezifischen Punkt als Zentrum gedreht wird, den Bereich, der als virtueller lokaler Bereich bezeichnet wird. Das heißt, ein Merkmal dieses Verfahrens besteht darin, daß der Zahnbogen oder der Bereich, der zur Bilderzeugung geröntgt werden muß, der virtu­ elle lokale Bereich ist, welcher der lokalen Bestrahlung mittels des konischen Röntgen­ strahlenbündels ständig ausgesetzt ist.

Während die Projektionsdaten gering sind, die dadurch erhalten werden können, daß das konische Röntgenstrahlenbündel lokal auf den Zahnbogen zur Herstellung von Panora­ mabildern gerichtet wird, lassen sich Panoramabilder erzielen, die zur Verwendung in der Praxis deutlich genug sind. Dies ist darauf zurückzuführen, daß der gewählte virtuelle lokale Bereich der Bereich ist, der mindestens näherungsweise im Zentrum des Zahnbo­ gens liegt, wo weniger Hindernisse vorhanden sind, sowie außerdem auch darauf, daß nur die auf das konische Röntgenstrahlenbündel zurückzuführenden Röntgenprojektions- Teilbilder herausgegriffen werden.

Das Rotationszentrum des Schwenkarms wird an einer vorbestimmten Stelle festgehal­ ten, die näherungsweise im Zentrum des Zahnbogens, vorzugsweise innerhalb des Zahn­ bogens, liegt. Der genaue Punkt des Rotationszentrums des Schwenkarms wird unter Berücksichtigung der Projektionsbedingungen wie bei dem Orthogonalprojektions- Panoramaröntgen-Verfahren und Standardpanoramaröntgen-Verfahren sowie der Strah­ lungsdosis gewählt.

Bei dem Orthogonalprojektions-Panoramaröntgen-Verfahren wird das Röntgenstrahlen­ bündel auf den Zahnbogen in einer Richtung gerichtet, die näherungsweise senkrecht zu dem Zahnbogen verläuft. Das heißt, eine vorbestimmte Breite des konischen Röntgen­ strahlenbündels wird lokal derart bestrahlt, daß der Inkreis der Einhüllenden, die von den Orten der Schwenkarmbewegung bei der Durchführung des konventionellen Röntgen­ verfahrens gebildet wird, der virtuelle lokale Bereich ist.

Mit der vorliegenden Erfindung wird ferner ein computergestütztes Röntgentomogra­ phie-Verfahren geschaffen, bei dem konkrete Operationsausdrücke eine Analysetechnik zur Durchführung des computergestützten Röntgentomographie-Verfahrens repräsentie­ ren, das zur Herstellung von Panoramabildern eingesetzt wird.

Die Analysetechnik zeichnet sich durch folgendes aus: Wenn eine Röntgenstrahlabsorpti­ ons-Koeffizientenverteilung aus den Rückprojektionsdaten des Zahnbogens abgeleitet wird, wobei die Breite des konischen Röntgenstrahlenbündels in der Drehrichtung 2r beträgt, werden die beiden folgenden Strahlungswinkel benutzt: der Strahlungswinkel ϕ (x, y) des konischen Röntgenstrahlenbündels, wenn das konische Röntgenstrahlenbün­ del diesen Punkt zu treffen beginnt, und der Strahlungswinkel ϕ (x, y), wenn das Auf­ treffen der Strahlung auf diesen Punkt endet. Außerdem ist das Integrationsintervall auf diesen Bereich beschränkt. Das Prinzip dieser Analysetechnik ist weiter unten näher erläutert.

Im Rahmen der Erfindung wird während der Projektion das konische Röntgenstrahlenbündel selektiv abgestrahlt, indem ein Schlitz vor dem Röntgengenerator in der Röntgen­ strahl-Abtastrichtung bewegt wird. Das von dem Röntgengenerator auf den Zahnbogen gerichtete konische Röntgenstrahlenbündel wird während der Projektion in Synchronis­ mus mit der Drehbewegung des Schwenkarms selektiv abgestrahlt, wodurch auf dem zweidimensionalen Bildsensor die zuvor erwähnten Röntgenstrahl-Projektionsbilder des Zahnbogens gebildet werden. Auf diese Weise wird das konische Röntgenstrahlenbündel selektiv abgestrahlt, indem während des Projektionsvorganges ein Schlitz vor dem Rönt­ gengenerator in der Röntgenstrahl-Abtastrichtung verstellt wird.

Dadurch wird die Röntgenbestrahlungsdosis des Objekts entsprechend der Differenz reduziert, die sich aus einem Übergang von dem vollen konischen Röntgenstrahlenbündel zu dem selektiv abgestrahlten konischen Röntgenstrahlenbündel (vorliegend auch als Röntgenstrahlen-Teilbündel bezeichnet) ergibt.

Eine zur Durchführung des computergestützten Röntgentomographie-Verfahrens geeig­ nete Vorrichtung ist versehen mit einer Röntgenanordnung, die einen Schwenkarm mit einem Röntgengenerator und einem zweidimensionalen Röntgenbildsensor aufweist, die einander zugewendet sind; einer Röntgenstrahlbreiten-Begrenzungsanordnung zum Begrenzen der Breite eines von dem Röntgengenerator abgestrahlten konischen Rönt­ genstrahlenbündels mindestens in der Abtastrichtung; einer Schwenkarm-Antriebssteuer­ anordnung, die ein Bewegen und Voreinstellen des Rotationszentrums des Schwenkarms und/oder des zu untersuchenden Objekts vor dem Röntgenvorgang erlaubt und die den Schwenkarm während der Röntgenstrahlprojektion bei festgehaltenem Rotationszentrum des Schwenkarms dreht; und einer Bildverarbeitungseinheit zum arithmetischen Verar­ beiten der Röntgenprojektionsdaten und zum Extrahieren einer Bildinformation in Form einer dreidimensionalen Absorptionskoeffizienten-Verteilungsinformation an der Innen­ seite des von dem Röntgenstrahlenbündel durchquerten Objekts. Der Schwenkarm muß nicht unbedingt voll um den lokalen Bereich herumgedreht werden; er kann beispiels­ weise um einen Halbkreis oder 180° gedreht werden.

Die Bildverarbeitungseinheit rekonstruiert Bilder der Röntgenstrahlprojektionsdaten - erhalten durch Röntgenbestrahlen des lokalen Bereichs oder die Röntgenstrahlprojekti­ ons-Teilbilder des Objekts - mit Hilfe einer bekannten arithmetischen Operation, beispielsweise der Rückprojektion. Die auf dem zweidimensionalen Bildsensor von dem Schwenkarm nacheinander erzeugten Projektionsdaten werden in die Bildverarbeitungs­ einheit zum Zwecke der Bildverarbeitung eingegeben. Die dreidimensionale Absorpti­ onskoeffizienten-Verteilungsinformation an der Innenseite des Objekts kann als Bildin­ formation entnommen werden. Wenn daher ein spezifischer Objektabschnitt oder Schnitt zuvor bezeichnet oder eingestellt wird, kann das Bild dieses Abschnittes oder Schnittes erzeugt werden.

Mit der vorliegenden Erfindung wird ferner eine computergestützte Röntgentomogra­ phie-Vorrichtung zur Herstellung von Panoramabildern geschaffen.

Die Vorrichtung zur computergestützten Röntgentomographie ist in diesem Fall verse­ hen mit einer Röntgenanordnung, die einen Schwenkarm mit einem Röntgengenerator und einem zweidimensionalen Röntgenbildsensor aufweist, die einander zugewendet sind; einer Röntgenstrahlbreiten-Begrenzungsanordnung zum Begrenzen der Breite eines von dem Röntgengenerator abgestrahlten konischen Röntgenstrahlenbündels mindestens in der Abtastrichtung; einer Schwenkarm-Antriebs- und Steueranordnung, die es erlaubt, das Rotationszentrum des Schwenkarms und/oder das zu untersuchende Objekt vor dem Röntgenvorgang zu bewegen und voreinzustellen und die den Schwenkarm bei während der Projektion festgehaltenem Rotationszentrum dreht; und einer Bildverarbeitungsein­ heit zum arithmetischen Verarbeiten von Röntgenprojektionsdaten und zum Extrahieren einer Bildinformation in Form einer dreidimensionalen Absorptionskoeffizienten-Vertei­ lungsinformation an der Innenseite des von dem Röntgenstrahlenbündel durchquerten Objekts, wobei die dreidimensionale Absorptionskoeffizienten-Verteilungsinformation an dem Zahnbogen auf diese Weise als Bildinformation erfaßt wird. Das Rotationszentrum des Schwenkarms ist an einer Zentralposition des virtuellen lokalen Bereichs festgehal­ ten, der die Orte des konischen Röntgenstrahlenbündels umfaßt, die notwendig sind, um Panoramabilder des Zahnbogens oder eines Teils des Objekts zu erhalten. Der Schwenk­ arm wird nur innerhalb eines den Röntgenaufnahme-Anforderungen entsprechenden Winkelbereichs gedreht, um das konische Röntgenstrahlenbündel von dem Röntgengene­ rator nur auf den virtuellen lokalen Bereich auffallen zu lassen. Auf dem zweidimensio­ nalen Bildsensor werden die Röntgenprojektionsbilder eines nach dem anderen erzeugt. Aus den auf dem zweidimensionalen Bildsensor sukzessive gebildeten Röntgenprojekti­ onsbildern werden nur die Röntgenprojektions-Teilbilder entnommen, die von dem koni­ schen Röntgenstrahlenbündel erzeugt werden. Die entnommenen Röntgenprojektions- Teilbilder werden arithmetisch verarbeitet, um eine dreidimensionale Absorptionskoeffi­ zienten-Verteilungsinformation des Zahnbogens als Bildinformation zu extrahieren und dadurch Panoramabilder des Zahnbogens zu erzeugen. Für Röntgenaufnahmen des gesamten Kiefers liegt der erforderliche Winkelbereich zwischen 180° und 240°.

Bei der erfindungsgemäßen Vorrichtung zur computergestützten Panoramaröntgento­ mographie ist der Röntgengenerator vorzugsweise mit einem Strahlungssteuerschlitz versehen, der aus der spezifischen Breite des von dem Röntgengenerator abgegebenen Röntgenstrahlenbündels selektiv nur ein konisches Röntgenstrahlenteilbündel in Synchronismus mit der Drehbewegung des Schwenkarms austreten läßt. Röntgenprojek­ tions-Teilbilder des Zahnbogens werden auf dem zweidimensionalen Bildsensor erzeugt, indem das konische Röntgenstrahlenteilbündel durch den Strahlungssteuerschlitz hindurchtritt.

Die Vorrichtung zur computergestützten Röntgenpanoramatomographie kann mit einem Strahlungssteuerschlitz versehen sein, der selektiv aus der spezifischen Breite des von dem Röntgengenerator abgegebenen Röntgenstrahlenbündels nur ein konisches Röntgen­ strahlenteilbündel austreten läßt, indem der Schlitz vor dem Röntgengenerator in der Röntgenstrahl-Abtastrichtung in Synchronismus mit der Drehbewegung des Schwenk­ arms während der Aufnahme vorbeibewegt wird. Röntgenprojektions-Teilbilder des Zahnbogens werden auf dem zweidimensionalen Bildsensor erzeugt, indem das konische Röntgenstrahlenteilbündel durch den Strahlungssteuerschlitz hindurch emittiert wird.

Auf diese Weise wird die Strahlungsdosis, der das Objekt ausgesetzt ist, um die Diffe­ renz zwischen dem konischen Röntgenstrahlenbündel und dem konischen Röntgen­ strahlenteilbündel reduziert.

Die Vorrichtung zur computergestützten Röntgencomputertomographie kann zweckmä­ ßig mit einem Wählschalter versehen sein, der eine Auswahl zwischen dem gewöhnlichen computergestützten Röntgentomographie-Modus und einem anderen Modus zum Herstellen von Panoramabildern des Zahnbogens erlaubt. Das heißt, mittels ein und derselben Vorrichtung können dann sowohl herkömmliche Schnittbilder als auch Panoramabilder erzeugt werden.

Insbesondere kann die vorgeschlagene Vorrichtung mit einem Wählschalter versehen sein, der auf einen computergestützten Lokaltomographie-Modus eingestellt wird, wenn Schnittbilder des lokalen Bereiches hergestellt werden sollen, und der auf einen Panora­ matomographie-Modus eingestellt wird, wenn Panoramabilder des Zahnbogens erzeugt werden sollen.

In weiterer Ausgestaltung der Erfindung kann die Auslegung so getroffen sein, daß der Röntgengenerator das konische Röntgenstrahlenbündel auf den zweidimensionalen Röntgenbildsensor horizontal abstrahlt und die Drehachse des Schwenkarms in vertikaler Richtung verläuft. Bei einer solchen Vorrichtung dreht sich der Schwenkarm in einer horizontalen Ebene, wobei die Drehachse des Schwenkarms vertikal gehalten ist. Das konische Röntgenstrahlenbündel wird in horizontaler Richtung lokal abgestrahlt. Dies erlaubt es, die für die Vorrichtung notwendige Stellfläche besonders klein zu halten.

Der zweidimensionale Bildsensor kann zweckmäßig eine Erfassungsfläche mit einer Länge und einer Breite von jeweils nicht mehr als 30 cm haben und mindestens 30 Rönt­ genprojektions-Bilddatensätze oder -Teilbilddaten erfassen. Bei der computergestützten Röntgentomographie sind nur die Röntgenprojektions-Bilder des lokalen Bereichs notwendig. Bei dieser Anordnung können daher die Abmessungen des zweidimensiona­ len Bildsensors ebenfalls reduziert werden. Die Menge der erhaltenen Röntgenprojekti­ ons-Bilder wird vermindert. Dadurch wird die Verarbeitungszeit verkürzt, und die Menge der Röntgenprojektions-Bilder, die innerhalb einer vorgegebenen Zeitspanne erfaßt werden können, wird größer. Das heißt, die Abmessungen der Vorrichtung können verringert werden, und die Röntgenarbeiten lassen sich rascher ausführen.

In weiterer Ausgestaltung der Erfindung kann die Vorrichtung mit einem Hauptgestell zum drehbaren Abstützen des Schwenkarms versehen sein, und das Hauptgestell kann eine Armvertikalpositions-Einstellanordnung zum Justieren und Einstellen der Position des Schwenkarms in vertikaler Richtung aufweisen. Diese Ausführungsform erlaubt es, die vertikale Position der Rotationsebene des Schwenkarms auf die Höhe des Objekts einzustellen.

Gemäß einer weiteren Ausführungsform der Erfindung kann die Vorrichtung mit einer Objekthalte-Anordnung zum Halten eines Objekts versehen sein, und die Objekthalte- Anordnung kann eine Objekthorizontalpositions-Einstellanordnung zum Justieren und Einstellen der Position des Objekts mindestens in horizontaler Richtung aufweisen. Das Rotationszentrum des Schwenkarms muß auf die Mittelposition des lokalen Bereichs oder eine bestimmte Position näherungsweise im Zentrum des Zahnbogens eingestellt werden. Bei dieser Ausführungsform wird, statt den Schwenkarm zu verstellen, das Objekt in horizontaler Richtung mittels der Objekthalte-Anordnung bewegt, die mit der Objekthorizontalpositions-Einstellanordnung versehen ist, welche ein Positionieren des Objekts mindestens in der Horizontalrichtung gestattet.

In weiterer Ausgestaltung der Erfindung kann die Objekthalte-Anordnung mit einer Objektvertikalpositions-Einstellanordnung versehen sein, die es erlaubt, das Objekt mindestens in Vertikalrichtung zu positionieren. Ferner kann eine Lichtstrahlgeber- Anordnung zur Abgabe von Lichtstrahlen für die optische Anzeige des Rotationszen­ trums des Schwenkarms und der Drehachse des konischen Röntgenstrahlenbündels vorgesehen sein. Das heißt, die Vorrichtung ist in diesem Fall mit einer Lichtstrahlgeber- Anordnung zur Anzeige der Horizontalposition und der Vertikalposition des Rotations­ zentrums des Schwenkarms ausgestattet, und wenn die Objekthalte-Anordnung unter Zuhilfenahme der Lichtstrahlgeber-Anordnung eingestellt wird, kann das Objekt in die zur Durchführung des computergestützten Röntgentomographie-Verfahrens geeignete Position gebracht werden.

Entsprechend einer abgewandelten Ausführungsform der Erfindung wird das Rotations- Zentrum des Schwenkarms auf folgende Weise in der Mittenposition des lokalen Bereichs oder der Mittenposition des virtuellen lokalen Bereichs gehalten. Ein von dem Objekt abgenommenes Artikulationsmodell wird an der Objektehalte-Anordnung angebracht. Dann wird ein lokaler Bereich oder ein virtueller lokaler Bereich des für die Röntgenun­ tersuchung bestimmten Objekts - in Gestalt des Artikulationsmodells - mittels der Objekthorizontalpositions-Einstellanordnung oder der Objektvertikalpositions-Einstell­ anordnung in die von der Lichtstrahlgeber-Anordnung bestimmte Position gebracht. Dann wird das Objekt auf das Artikulationsmodell aufgesetzt, wodurch das Rotations­ zentrum des Schwenkarms in der Mittenposition des lokalen Bereichs oder der Mitten­ position des virtuellen lokalen Bereichs fixiert wird. Der Begriff "Artikulationsmodell" bezeichnet in der Praxis generell ein von den Zähnen des Patienten abgenommenes Modell, das die Okklusion erkennen läßt. Das Modell wird für jeden Patienten hergestellt und von dem Zahnarzt für die Behandlung benutzt. Vorliegend soll dieser Begriff eine breitere Bedeutung haben; es soll darunter ein Modell verstanden werden, das von einem Teil der Außenform eines Objekts in bestimmter Gestalt abgenommen wurde. Wenn dieses Artikulationsmodell positioniert ist, ist es möglich, die Position eines innenliegen­ den Punktes des Objekts in einer spezifischen Modellform zu bestimmen. Dabei geschieht das Positionieren nicht an der Außenseite des Objekts, sondern mit Hilfe des Artikulati­ onsmodells. Dies erlaubt es, das Rotationszentrum des Schwenkarms in der Mittenposi­ tion des lokalen Bereichs des Objekts oder in der Mittenposition des virtuellen lokalen Bereichs genauer zu fixieren.

Die Schwenkarm-Antriebs- und -Steueranordnung kann einen im Rotationszentrum des Schwenkarms sitzenden Direktantriebs-Rotationssteuermotor aufweisen. Unter dem Begriff "Rotationssteuermotor" soll vorliegend ein Motor verstanden werden, der eine freie Steuerung der Drehgeschwindigkeit und der Drehposition gestattet.

Bei einem Direktantrieb ist die Vorrichtung frei von axialen Vibrationen. Bei einem Antrieb mittels eines solchen Rotationssteuermotors kann der Schwenkarm mit einer gewünschten Geschwindigkeit genau gedreht und an einer Soll-Position gestoppt werden. Dies trägt zu einer effizienten Durchführung der computergestützten Röntgen­ tomographie bei.

Der Schwenkarm kann zweckmäßig im Bereich seines Rotationszentrums einen Hohl­ raum aufweisen. Durch diesen im Rotationszentrum des Schwenkarms befindlichen Hohlraum hindurch kann die Verkabelung des Röntgengenerators und des zweidimen­ sionalen Bildsensors geführt werden. Dadurch lassen sich Störungen zwischen der Verkabelung und dem Schwenkarm numerieren. Eine Beeinträchtigung des Aussehens der Anordnung durch die Verkabelung wird vermieden.

Als zweidimensionaler Bildsensor können eine TFT-, MOS-, CCD-, XII- oder XICCD- Anordnung vorgesehen sein. In weiterer Ausgestaltung der Erfindung kann für den Schwenkarm eine Bereitschaftsposition vorgesehen sein, in welcher er dem hereinkom­ menden oder herauskommenden Objekt nicht im Wege steht, wenn das Objekt zum Starten einer Röntgencomputertomographie-Sitzung eingestellt oder nach dem Röntgen­ vorgang freigegeben wird. Der Schwenkarm wartet in der Bereitschaftsposition, in der er das herein- oder herauskommende Objekt nicht stört.

Bevorzugte Ausführungsbeispiele der Erfindung sind nachstehend anhand der beiliegen­ den Zeichnungen näher erläutert. Es zeigen:

Fig. 1 ein Grundprinzip eines computergestützten Röntgentomographie- Verfahrens gemäß der vorliegenden Erfindung (bei der Aufnahme von Backenzähnen);

Fig. 2 ein Grundprinzip eines weiteren erfindungsgemäßen computerge­ stützten Röntgentomographie-Verfahrens (bei der Aufnahme von Frontzähnen);

Fig. 3(a) und 3(b) Skizzen zum Vergleich eines konischen Röntgenstrahlenbündels und eines fächerförmigen Röntgenstrahlenbündels;

Fig. 4 eine Einstellposition des Rotationszentrums eines Schwenkarms zur Durchführung eines computergestützten Röntgentomographie- Verfahrens zum Herstellen eines Panoramabildes eines Zahnbo­ gens;

Fig. 5 ein computergestütztes Röntgentomographie-Aufnahmeverfahren nach der Erfindung zur Herstellung eines Panoramabildes;

Fig. 6 ein computergestütztes Röntgentomographie-Projektionsverfahren nach der Erfindung zur Herstellung eines Panoramabildes unter Verwendung eines Strahlungssteuerschlitzes;

Fig. 7(a) ein Röntgen-Teilbild eines Zahnbogens;

Fig. 7(b) ein Panoramabild eines Zahnbogens;

Fig. 8 den grundsätzlichen Aufbau einer erfindungsgemäßen computer­ gestützten Röntgentomographie-Vorrichtung;

Fig. 9 eine Stirnansicht eines Ausführungsbeispiels einer computerge­ stützten Röntgentomographie-Vorrichtung nach der Erfindung;

Fig. 10 eine Seitenansicht eines Ausführungsbeispiels einer computerge­ stützten Röntgentomographie-Vorrichtung nach der Erfindung;

Fig. 11 eine Draufsicht auf ein Steuerpult einer erfindungsgemäßen computergestützten Röntgentomographie-Vorrichtung;

Fig. 12 ein Ablaufdiagramm für Aufnahmeprozeduren einer erfindungs­ gemäßen computergestützten Röntgentomographie-Vorrichtung;

Fig. 13 eine Stirnansicht eines wesentlichen Teils einer Ausführungsform einer Anordnung zum Begrenzen der Breite des Röntgenstrahlen­ bündels;

Fig. 14 eine Stirnansicht eines wesentlichen Teils einer Anordnung zum Begrenzen der Breite des Röntgenstrahlenbündels;

Fig. 15 eine Teilansicht einer Ausführungsform eines Strahlungssteuerschlitzes gemäß der vorliegenden Erfindung;

Fig. 16 ein Blockdiagramm des Bildverarbeitungssystems einer erfin­ dungsgemäßen computergestützten Röntgentomographie- Vorrichtung;

Fig. 17 eine Ausführungsform einer MOS-Anordnung für einen erfin­ dungsgemäßen zweidimensionalen Röntgenbildsensor, wobei Fig. 17(a) ein Schaltbild der Anordnung ist, Fig. 17(b) ein Zeitdia­ gramm veranschaulicht und Fig. 17(c) eine Schnittansicht ist, die den Aufbau eines zweidimensionalen Röntgenbildsensors unter Verwendung einer MOS-Anordnung zeigt;

Fig. 18 eine Treiberschaltung für einen MOS-Bildsensor für die erfindungsgemäße zweidimensionale Röntgenbildsensor-Anordnung;

Fig. 19 ein Zeitdiagramm für das Arbeiten einer Treiberschaltung eines MOS-Bildsensors für eine erfindungsgemäße zweidimensionale Röntgenbildsensor-Anordnung;

Fig. 20 ein Schaltbild eines Ausführungsbeispiels, bei dem ein zweistufiger MOS-Bildsensor für eine erfindungsgemäße zweidimensionale Röntgenbildsensor-Anordnung vorgesehen ist;

Fig. 21 eine Darstellung zur Erläuterung eines Positionierverfahrens für das Objekt bei einer Röntgentomographie unter Verwendung eines Artikulationsmodells und einer erfindungsgemäßen Lichtstrahlge­ ber-Anordnung;

Fig. 22 eine Darstellung zum Erläutern der Objektpositionierung für eine erfindungsgemäße computergestützte Röntgentomographie- Vorrichtung;

Fig. 23 eine Draufsicht, in welcher eine Bereitschaftsposition des Schwenkarms einer erfindungsgemäßen Vorrichtung veranschau­ licht ist;

Fig. 24(a), 24(b) und 24(c) Darstellungen zum Erläutern der Funktionsweise eine Schwenk­ arms bei der Durchführung einer konventionellen Röntgenpanorama­ aufnahme;

Fig. 25 eine Skizze für den Bewegungsverlauf eines Schwenkarms einer konventionellen Röntgenpanorama-Aufnahmevorrichtung;

Fig. 26 Projektionsdaten eines erfindungsgemäßen computergestützten Röntgentomographie-Verfahrens;

Fig. 27 Bestimmungsfunktionen, wie sie bei einem computergestützten Röntgentomographie-Verfahren nach der Erfindung verwendet werden;

Fig. 28(a) und 28(b) Skizzen zur Erläuterung des Grundprinzips eines erfindungsge­ mäßen computergestützten Röntgentomographie-Verfahrens zum Herstellen eines Panoramabildes;

Fig. 29(a) und 29(b) Skizzen zum Erläutern des Grundprinzips eines erfindungsgemäs­ sen computergestützten Röntgentomographie-Verfahrens zur Her­ stellung eines Panoramabildes;

Fig. 30(a) und 30(b) Skizzen zum Erläutern einer Hilfsmaßnahme bei einem erfindungs­ gemäßen computergestützten Röntgentomographie-Verfahren;

Fig. 31 Projektionsdaten bei Analyse mittels eines konventionellen computergestützten Röntgentomographie-Verfahrens;

Fig. 32 Bestimmungsausdrücke (Formel 1 bis Formel 4) zum Analysieren des Grundprinzips eines computergestützten Röntgentomogra­ phie-Verfahrens;

Fig. 33 Bestimmungsausdrucke (Formel 5 bis Formel 8) zum Analysieren des Grundprinzips eines computergestützten Röntgentomogra­ phie-Verfahrens; und

Fig. 34 Bestimmungsausdrücke (Formel 9 bis Formel 12) zum Analysieren des Grundprinzips eines computergestützten Röntgentomogra­ phie-Verfahrens zur Herstellung eines Panoramabildes.

Die Erfindung ist nachstehend beispielshalber anhand einer computergestützten Ortho- Röntgentomographie erläutert. Es versteht sich jedoch, daß die vorliegende Erfindung nicht auf eine solche computergestützte Ortho-Röntgentomographie beschränkt ist.

In den Fig. 1 und 2 ist ein Grundprinzip für ein erfindungsgemäßes computergestütztes Röntgentomographie-Verfahren dargestellt.

Gemäß diesen Figuren sind ein Röntgengenerator 1 und ein zweidimensionaler Bildsen­ sor 2 vorgesehen. Diese sind aufeinander zu gerichtet und von einem Schwenkarm 3 abgestützt, der nachstehend anhand der Fig. 8 und 9 erläutert ist. Mit den Bezugszei­ chen P und P' sind Backenzähne bzw. Frontzähne bezeichnet, bei denen es sich um auf­ zunehmende lokale Bereiche handelt. Ein Zahnbogen ist bei S dargestellt.

Gemäß dem vorliegenden Aufnahmeverfahren, wie es in den Fig. 1 und 2 veranschau­ licht ist, wird der Schwenkarm 3 mit einer konstanten Geschwindigkeit um Mittelpositio­ nen Pa, Pa' der lokalen Bereiche P, P' gedreht, die mit dem Rotationszentrum 3a des Schwenkarms zusammenfallen. Der Röntgengenerator 1 emittiert ein konisches Röntgenstrahlenbündel 1a mit einer nur die lokalen Bereiche P, P' erfassenden Strahl­ breite. Daher wird ein Röntgenprojektionsbild der lokalen Bereiche P, P' mit festem Ausbreitungsmaß sequentiell auf einer Projektionsfläche 2a des zweidimensionalen Rönt­ genbildsensors 2 erzeugt.

Als zweidimensionaler Röntgenbildsensor eignen sich insbesondere eine Röntgen-Dünn­ filmtransistor(TFT)-Anordnung, eine Röntgen-MOS(Metalloxidhalbleiter)- Sensoranordnung, eine Röntgen-II(Bildverstärker)-Kamera, eine Röntgensensoranord­ nung aus amorphen Seren, eine Röntgen-CCD(ladungsgekoppelte Vorrichtung)- Sensoranordnung oder eine Röntgen-CCD-Sensoranordnung mit Verstärker (MCCD).

Das so projizierte Röntgenprojektionsbild wird mittels eines Computers als Rückprojek­ tion verarbeitet, und als Bildinformation kann eine Röntgenabsorptions-Koeffizienten­ verteilung in den lokalen Bereichen P, P' abgenommen werden. Wenn daher ein optionaler Schnitt der lokalen Bereiche P, P' spezifiziert oder vorbestimmt wird, kann das betreffende Schnittbild erhalten werden.

Der Schwenkarm 3 wird gedreht, während das Zentrum 3a an den Zentren Pa, Pa' der lokalen Bereiche P, P' gehalten wird. In diesem Fall wird das konische Röntgenstrahlen­ bündel 1a lokal so abgestrahlt, daß es immer nur die lokalen Bereiche P, P' erfaßt. In Abhängigkeit von den Projektionsbedingungen kann, wenn die lokalen Bereiche P, P' mindestens über einen Halbkreis hinweg durchstrahlt werden, ein beliebiges Schnittbild des Bereichs hergestellt werden.

Fig. 3(a) zeigt eine Detailansicht des von dem Röntgengenerator 1 abgegebenen koni­ schen Röntgenstrahlenbündels, während in Fig. 3(b) ein konventionelles fächerförmiges Röntgenstrahlenbündel 1a' veranschaulicht ist.

Das konische Röntgenstrahlenbündel 1a hat einen kleinen Winkel θ für seine Ausbreitung in Abtastrichtung und eine vorgegebene vertikale Dicke. Dagegen hat das konventionelle fächerförmige Röntgenstrahlenbündel 1a' einen großen Ausbreitungswinkel θ' in Abtast­ richtung und eine geringe vertikale Ausbreitung. Bei dem konischen Röntgenstrahlen­ bündel 1a handelt es sich um ein Strahlenbündel, das bei einer Bestrahlung den gesamten zu projizierenden lokalen Bereich P erfassen kann.

Das konische Röntgenstrahlenbündel 1a kann grundsätzlich eine beliebige Querschnitts­ form haben. Wenn die Querschnittsform rechteckig ist und das konische Röntgenstrah­ lenbündel 1a von dem gesamten Umfang aus zum Auftreffen auf nur einen Teil eines aufzunehmenden Objekts (nachstehend einfach Objekt genannt) gebracht wird, wird der lokale Bereich P, auf den das konische Röntgenstrahlenbündel 1a als Ganzes und lokal zum Auftreffen gebracht wird, zylindrisch, wie dies in Fig. 3(a) dargestellt ist. Infolge­ dessen kann die innere Verteilung des Röntgenabsorptionskoeffizienten errechnet werden, und es kann ein Schnittbild des optionalen Schnittes innerhalb des zylindrischen Bereichs erhalten werden. Wenn der Schnitt kreisförmig gemacht wird und das konische Röntgenstrahlenbündel 1a lokal nur auf einen Teil des Objekts gerichtet wird, wird der Teil, wo das konische Röntgenstrahlenbündel 1a auffällt, sphärisch. Dem entsprechend kann die im Inneren vorliegende Röntgenabsorptions-Koeffizientenverteilung errechnet werden, und es kann das Schnittbild des optionalen Schnittes in der Kugel erhalten werden.

Wenn für eine Dentalbehandlung das computergestützte Röntgentomographie-Verfahren verwendet wird, wird ein zweidimensionaler Röntgenbildsensor mit zweckmäßig 10 cm Höhe und 10 cm Breite benutzt. In einem solchen Fall hat der Zylinder, d. h. der lokale Bereich, einen Durchmesser von 5 cm und eine Höhe von 5 cm.

Der Drehwinkel des Schwenkarms 3 kann je nach den Anforderungen auf einen Wert von 5° bis 360° eingestellt werden. Wenn der Arm 3 um mindestens 5° um eine Achse lotrecht zu dem zu projizierenden Schnitt gedreht wird, kann das Schnittbild aus den Röntgenprojektionsdaten erzeugt werden. Um sämtliche optionalen Schnitte des lokalen Bereichs P herzustellen, sollte der Arm um einen Betrag von 180° bis 240° gedreht werden. Bei einer Drehung um 360° kann die Auflösung über den Vollkreis hinweg erfolgen. Bilder unter Verwendung eines Drehwinkels von 360° sind jedoch nicht immer erforderlich.

Nachstehend sei das computergestützte Röntgentomographie-Verfahren zur Herstellung eines Panoramabildes eines Zahnbogens erläutert.

Anhand der Fig. 4 sei das Einstellen der Position des Zentrums 3a des Schwenkarms 3 zur Durchführung eines computergestützten Röntgentomographie-Verfahrens zum Herstellen eines Panoramabildes erklärt.

Bei dem erfindungsgemäßen computergestützten Röntgentomographie-Verfahren zur Herstellung eines Panoramabildes des Zahnbogens S wird das Zentrum 3a des Schwenk­ arms 3 in einer festen Position (vorzugsweise innerhalb des Zahnbogens S) auf der Sym­ metrieachse Lo im Zentrum des Zahnbogens S gehalten. Während der Arm 3 mit einer konstanten Geschwindigkeit innerhalb des von den Projektionsbedingungen abhängigen Drehwinkelbereichs gedreht wird, wird das konische Röntgenstrahlenbündel 1a von fester Breite lokal zum Auftreffen gebracht, und es wird das Röntgenprojektionsbild des Zahnbogens S erhalten.

Im allgemeinen ist es bei Ausführung einer normalen Panoramaaufnahme notwendig, daß das Röntgenstrahlenbündel näherungsweise orthogonal zu allen Zähnen des Zahnbogens S gerichtet wird. Ein solches Röntgenstrahlenbündel ist in Fig. 4 bei L dargestellt.

Wenn ein orthogonales Röntgenstrahlenbündel L für alle Zähne des Zahnbogens S einge­ zeichnet wird, wird eine Hüllkurve La dieser Röntgenstrahlenbündel L gebildet. Betrachtet man einen Inkreis G, der die Hüllkurve La von innen tangiert, so verlaufen alle Röntgenstrahlenbündel L für den Zahnbogen S durch den Inkreis G. Das konische Röntgenstrahlenbündel 1a von fester Breite wird daher vom Umfang her lokal so abge­ strahlt, daß es lokal auf den Inkreis G auftrifft, wobei der Mittelpunkt Ga des Inkreises G mit dem Zentrum 3a des Schwenkarms 3 zusammenfällt. Das konische Röntgenstrahlen­ bündel 1a schließt dann stets Röntgenstrahlen ein, die orthogonal zu dem Zahnbogen S verlaufen. Das heißt, in diesem Beispiel wird der Inkreis G zu dem oben erwähnten virtu­ ellen lokalen Bereich. Dieser Bereich ist in Fig. 5 mit dem Bezugszeichen Q versehen.

Das orthogonal zu dem Zahnbogen S gerichtete Röntgenstrahlenbündel ist das zuvor erwähnte konische Röntgenstrahlenbündel, das in Fig. 5 bei 1b dargestellt ist.

Wenn das konische Röntgenstrahlenbündel 1a lokal so abgestrahlt wird, daß es den virtuellen lokalen Bereich Q erfaßt, wird das Röntgenprojektions-Teilbild, das von dem näherungsweise orthogonal zu dem Zahnbogen S stehenden konischen Röntgenstrahlen­ bündel 1b gebildet wird, aus den Röntgenprojektionsbildern des Zahnbogens S extra­ hiert, die auf dem zweidimensionalen Röntgenbildsensor 2 sequentiell erzeugt werden. Dann wird eine dreidimensionale Röntgenabsorptionskoeffizienten-Verteilungsinforma­ tion des Zahnbogens S als Bildinformation entnommen, indem eine entsprechende Bild­ verarbeitung erfolgt, und es kann ein kontinuierliches orthodoxes Projektionspanorama­ bild des Zahnbogens S hergestellt werden.

Das erfindungsgemäße computergestützte Röntgentomographie-Verfahren zur Herstel­ lung eines Panoramabildes des Zahnbogens S basiert auf einer solchen Theorie. Die Position des Zentrums 3a des Schwenkarms 3 und die Breite des konischen Röntgen­ strahlenbündels 1a, und damit die Position und Abmessung des lokalen Bereichs Q werden in Abhängigkeit von dem Modus des letztlich zu erzeugenden Bildes geeignet eingestellt. Mit anderen Worten, das konische Röntgenstrahlenteilbündel, das dem Bild­ modus entspricht, ist so bemessen, daß es in dem abgestrahlten konischen Röntgenstrah­ lenbündel enthalten ist.

Die Position des Zentrums 3a des Schwenkarms 3 und die Breite des konischen Rönt­ genstrahlenbündels, die für die Projektion eingestellt werden, und damit der virtuelle lokale Bereich Q, sind nicht auf den Inkreis G beschränkt, welcher die oben erläuterte Hüllkurve La von innen tangiert. Es kann sich vielmehr beispielshalber auch um einen Kreis handeln, der den Inkreis G einschließt, beispielsweise den Kreis G' oder den Kreis G'' in Fig. 4. Wenn ein solcher Kreis als der virtuelle lokale Bereich Q definiert wird, liegt das Flächenzentrum stets auf der Symmetrieachse Lo innerhalb des Zahnbogens S.

Was Panoramabilder angeht, so besteht keine Beschränkung auf ein orthodoxes Projekti­ onspanoramabild. Unter anderem kommen Standardpanoramabilder und Kieferknochen- Panoramabilder in Betracht. Ein konisches Röntgenstrahlenbündel muß nicht notwendi­ gerweise orthogonal zu einem Zahnbogen S stehen. Wenn ein Panoramabild mittels eines solchen Projektionsverfahrens hergestellt wird, sind die Position des Zentrums 3a des Schwenkarms 3 auf der Symmetrieachse Lo des Zahnbogens S und die Breite des koni­ schen Röntgenstrahlenbündels 1a, d. h. der virtuelle lokale Bereich Q, nur so zu wählen, daß jeweils das konische Röntgenstrahlenbündel 1b eingeschlossen ist. Beispiele dafür sind die vorstehend genannten Inkreise G', G''.

Eine Entscheidung hinsichtlich des virtuellen lokalen Bereichs Q für die Herstellung des Panoramabildes wird in Abhängigkeit von dem gewünschten Panoramabild getroffen. Im Hinblick auf eine Verminderung der Röntgenstrahlungsbelastung versteht es sich, daß die Fläche Q vorzugsweise klein ist.

Wie aus Fig. 4 folgt, braucht der Schwenkarm 3 nicht um 360° gedreht zu werden; beispielsweise reicht zur Herstellung eines Bildes eine Drehbewegung im Bereich von 180° bis 240° aus. Die Röntgenbestrahlungsdosis und die Aufnahmedauer lassen sich entsprechend dem verringerten Winkel verkleinern.

Die Fig. 5 und 6 dienen der Erläuterung eines erfindungsgemäßen computergestützten Röntgentomographie-Verfahrens zur Herstellung eines Panoramabildes.

In Fig. 5 sind das Zentrum 3a des Schwenkarms 3 und die Breite des konischen Rönt­ genstrahlenbündels fest so eingestellt, daß der in der Figur gezeigte virtuelle lokale Bereich Q gebildet wird. Der Schwenkarm 3 wird mit konstanter Geschwindigkeit gedreht. Während der Röntgengenerator 1 entsprechend der Drehbewegung des Arms 3 ein konisches Röntgenstrahlenbündel 1a von in Abtastrichtung fester Breite abstrahlt, wird ein Röntgenprojektionsbild des Zahnbogens S mittels des konischen Röntgenstrah­ lenbündels 1a sequentiell auf dem zweidimensionalen Röntgenbildsensor 2 hergestellt. Aus dem so produzierten Röntgenprojektionsbild wird nur das Röntgenprojektions-Teil­ bild extrahiert, das von dem konischen Röntgenstrahlenbündel 1b erzeugt wird, das nähe­ rungsweise orthogonal zu dem Zahnbogen S steht und das einen Teil des Röntgenstrah­ lenbündels 1a darstellt. Das extrahierte Röntgenprojektions-Teilbild wird verarbeitet, und als Bildinformation wird die dreidimensionale Röntgenabsorptionskoeffizienten-Vertei­ lungsinformation entnommen, wodurch das Panoramabild des Zahnbogens S hergestellt wird.

Dementsprechend wird eine computergestützte Röntgentomographie ausgeführt, bei welcher der Schwenkarm 3 bei festgehaltenem Schwenkarmzentrum 3a gedreht wird, während zugleich ein konisches Röntgenstrahlenbündel 1a von fester Breite lokal zum Auftreffen gebracht wird. Dies erlaubt es, auch ein Panoramabild zu erzeugen.

Bei dem Ausführungsbeispiel gemäß Fig. 6 wird, ebenso wie bei dem der Fig. 5, der Schwenkarm 3 mit konstanter Geschwindigkeit gedreht, während das Zentrum 3a des Schwenkarms und die Breite des konischen Röntgenstrahlenbündels 1a festgehalten werden, um den virtuellen lokalen Bereich Q zu bilden. Der Röntgengenerator 1 strahlt nur das orthogonal zu dem Zahnbogen S gerichtete konische Röntgenstrahlenbündel 1b durch ein schlitzförmiges Fenster 8a hindurch ab, indem in Abhängigkeit von der Ände­ rung des Drehwinkels des Schwenkarms 3 ein Strahlungssteuerschlitz 8 in einer Richtung orthogonal zu dem konischen Röntgenstrahlenbündel 1a synchron verstellt wird. Dementsprechend wird nur das auf den zweidimensionalen Röntgenbildsensor 2 proji­ zierte Röntgenprojektions-Teilbild extrahiert. Das extrahierte Bild wird verarbeitet. Die dreidimensionale Röntgenabsorptionskoeffizienten-Verteilungsinformation des Zahnbo­ gens S wird als Bildinformation entnommen, und das Panoramabild des Zahnbogens S wird erzeugt.

Zusätzlich zu den Effekten gemäß Fig. 5 kann die Röntgenbestrahlungsdosis des Objekts in dem Maße weiter reduziert werden, wie von dem konischen Röntgenstrahlenbündel 1a zu dem konischen Röntgenstrahlenteilbündel 1b übergegangen wird.

Fig. 7(a) zeigt ein Röntgenpanorama-Teilbild Va, wie es ausgehend von einem Röntgen­ projektions-Teilbild erzeugt wird, das aus dem auf dem zweidimensionalen Röntgenbild­ sensor 2 erzeugten Röntgenprojektionsbild extrahiert wird, oder wie es von dem Rönt­ genprojektions-Teilbild erzeugt wird, das unmittelbar auf den zweidimensionalen Rönt­ genbildsensor 2 projiziert wird, und zwar nach Rückprojektionsverarbeitung und Extrak­ tion der Röntgenabsorptionskoeffizienten-Verteilungsinformation gemäß der vorliegen­ den Erfindung. Fig. 7(b) zeigt ein Beispiel eines Panoramabildes V, das dadurch erhalten wird, daß die Röntgenpanorama-Teilbilder Va miteinander ausgerichtet und zusammen­ gefaßt werden.

Als nächstes sei ein Ausführungsbeispiel einer computergestützten Röntgentomographie- Vorrichtung gemäß der Erfindung erläutert.

Fig. 8 zeigt ein Blockschaltbild der computergestützten Röntgentomographie-Vorrich­ tung nach der Erfindung.

Die insgesamt mit 20 bezeichnete computergestützte Röntgentomographie-Vorrichtung weist eine Projektionsvorrichtung A, eine Röntgenstrahlbreiten-Begrenzungsanordnung B, eine Schwenkarm-Antriebs- und -steueranordnung C, eine Bildverarbeitungseinheit D, eine Display-Anordnung E, eine Objekthalte-Anordnung 4, ein Hauptgestell 10, eine Bedienkonsole 11 und ein Steuerpult 12 auf.

Zu der Projektionsvorrichtung A gehört der Schwenkarm 3. An dem Schwenkarm 3 sind der Röntgengenerator 1 und der zweidimensionale Röntgenbildsensor 2 einander gegen­ überstehend aufgehängt.

Der Röntgengenerator 1 ist mit der Röntgenstrahlbreiten-Begrenzeranordnung B verse­ hen, die den Strahlungssteuerschlitz 8 und ein Röntgenstrahl-Steuergerät 8b aufweist. Das von einer Röntgenröhre emittierte Röntgenstrahlbündel wird mittels der Röntgen­ strahlbreiten-Begrenzeranordnung B eingestellt, so daß ein konisches Röntgenstrahlen­ bündel 1a oder ein auch als Teilbündel bezeichnetes konisches Röntgenstrahlenbündel 1b der gewünschten Breite abgestrahlt wird, wie dies weiter unten näher erläutert ist.

Ein bekannter zweidimensionaler Röntgenbildsensor 2 wird benutzt, dabei ist eine opti­ sche Faseranordnung zur Übertragung eines optischen Bildes auf einen MOS-Bildsensor vorgesehen, der zweidimensional angeordnete Photodioden aufweist. Zu dem Bildsensor gehört ferner eine Szintillationsschicht zum Umwandeln von Röntgenstrahlung in sicht­ bares Licht.

Zu dem Schwenkarm 3 gehören ein XY-Tisch 31, ein Hebesteuermotor 32 und ein Rotationssteuermotor 33. Das Zentrum 3a des Arms 3 kann in X- und Y-Richtung durch Ansteuerung eines X-Achsen-Steuermotors 31a und eines Y-Achsen-Steuermotors 31b eingestellt werden. Der Arm 3 ist so ausgelegt, daß er mittels des Hebesteuermotors 32 angehoben und abgesenkt sowie während des Röntgenaufnahmevorgangs mittels des Rotationssteuermotors 33 mit konstanter Geschwindigkeit um das Objekt O gedreht werden kann. Der Hebesteuermotor 32 bildet eine Stellvorrichtung zum Positionieren des Schwenkarms 3 in vertikaler oder Z-Richtung.

Das Rotationszentrum 3a des Schwenkarms 3, d. h. dessen Drehachse, verläuft vertikal. Der Schwenkarm 3 wird horizontal gedreht. Das konische Röntgenstrahlenbündel 1a wird in horizontaler Richtung lokal abgestrahlt. Das System kann daher als Vertikal­ anordnung aufgebaut werden, die wenig Stellfläche benötigt.

Der Rotationssteuermotor 33 bildet eine Drehantriebsanordnung für den Schwenkarm 3. Es handelt sich dabei um einen Motor, der hinsichtlich seiner Drehzahl und seiner Dreh­ stellung frei gesteuert werden kann. Der Motor ist so angeordnet, daß seine Abtriebs­ welle mit dem Zentrum 3a des Schwenkarms 3 direkt verbunden ist.

Der Schwenkarm 3 kann auf diese Weise mit konstanter Geschwindigkeit gedreht werden, und seine Position entlang einer Zeitachse stellt eine bekannte Größe dar. Vorzugsweise erfolgt die Aufnahme eines Röntgenprojektionsbildes durch den zweidi­ mensionalen Röntgenbildsensor 2 mit einem exakten timing. Dabei lassen sich uner­ wünschtes Spiel und Verwindungen im wesentlichen vermeiden, was eine besonders effiziente Durchführung der computergestützten Röntgentomographie erlaubt.

Im Zentrum 3a des Schwenkarms 3 ist ein Hohlraum 3b vorgesehen. Zur Bildung des Hohlraums 3b sollten alle dem Zentrum 3a zugeordneten Bauteile mit einer entsprechen­ den Öffnung versehen sein. Beispielsweise kann für diesen Zweck ein Servomotor mit Hohlachse als Rotationssteuermotor eingesetzt werden.

Der Hohlraum 3b ist zur Aufnahme von Verbindungskabeln oder -leitungen zwischen dem Röntgengenerator 1 und dem zweidimensionalen Röntgenbildsensor 2, die beide an dem Schwenkarm 3 aufgehängt sind, sowie der auf Seiten des Hauptgestells 10 angeord­ neten Bedienkonsole 11 bestimmt.

Die elektrischen Anschlüsse für ein rotierendes Bauteil bilden für gewöhnlich ein Problem. Wenn jedoch die elektrischen Anschlußleitungen durch das Zentrum 3a des Schwenkarms 3 geführt sind, lassen sich unerwünschte Nebenwirkungen, wie durch Drehen des Schwenkarms verursachtes Verwinden, minimieren. Es wird eine ästhetisch ansprechende Konfiguration erzielt.

Die Schwenkarm-Antriebs- und -Steueranordnung C umfaßt in diesem Ausführungsbei­ spiel den XY-Tisch 31, den Hebesteuermotor 32 und den Rotationssteuermotor 33. Die Erfindung ist jedoch auf einen solchen Aufbau nicht beschränkt. Bei einer vereinfachten Ausgestaltung läßt sich das Zentrum 3a des Schwenkarms 3 von Hand auf eine gewünschte Position einstellen.

Der XY-Tisch 31 zum horizontalen Bewegen und Einstellen des Zentrums 3a des Schwenkarms 3 ist vorgesehen, um das Zentrum 3a mit dem Zentrum Pa des lokalen Bereiches P in dem Objekt O für die computergestützte Röntgentomographie in Überein­ stimmung zu bringen. Wenn die Objekthalte-Anordnung 4 mit einem Stellmechanismus 41 versehen ist, wie dies weiter unten erläutert wird, kann eine entsprechende Einstellung auf der Objektseite erfolgen. Der XY-Tisch 31 ist infolgedessen nicht immer erforderlich.

Wenn nur eine Panoramaröntgen-Aufnahme durchgeführt wird, ist das Zentrum 3a des Schwenkarms 3 einfach mit Bezug auf das Zentrum des Zahnbogens S fixiert, so daß kein XY-Tisch 31 benötigt wird. Auch der Stellmechanismus 41 für die Objekthalte- Anordnung 4 ist nicht erforderlich. Das System kann dann entsprechend einfach aufge­ baut sein.

Das Objekt O (bei dem es sich im Falle des vorliegenden Ausführungsbeispiels um einen menschlichen Kopf handelt) setzt den Unterkiefer auf eine Kinnstütze 4a der Objekthalte- Anordnung 4 auf, und die Spitzen von Ohrstangen 4b werden in die beiden Ohrmuscheln eingebracht, wodurch der Kopf zweckentsprechend positioniert wird. Die Objekthalte- Anordnung 4 ist mit dem Halteanordnungs-Stellmechanismus 41 versehen, zu dem ein X-Achsen-Steuermotor 41a, ein Y-Achsen-Steuermotor 41b und ein Z-Achsen-Steuer­ motor 41c gehören. Die Vertikalposition wird entsprechend der Höhe des Objekts O eingestellt, während die Einstellung der Longitudinalposition derart erfolgt, daß das Objekt O in die für die Aufnahme geeignete Position gelangt.

Die Objekthalte-Anordnung 4 befindet sich auf einer (nicht dargestellten) Tischfläche eines entlang der X-Achse linear verstellbaren Tisches, eines entlang der Y-Achse linear verstellbaren Tisches und eines entlang der Z-Achse linear verstellbaren Tisches, denen der X-Achsen-Steuermotor 41a, der Y-Achsen-Steuermotor 41b bzw. der Z-Achsen- Steuermotor 41c zugeordnet sind. Diese linear verstellbaren Tische sind mit einer bekannten Querrollenführung und einer Kombination von Lagern und Führungen ausge­ stattet, die es erlauben, die Tische in Linearrichtung exakt zu verstellen. Zum Einstellen der Tische kann ein Zahnstangengetriebe, ein Kugelumlaufspindelsystem oder ein normales Spindelachsensystem verwendet werden. Erwünscht ist jedoch ein System, das eine genaue Positionierung gestattet.

Eine Stellanordnung 42 für die Horizontalposition des Objekts besteht aus dem X-Ach­ sen-Steuermotor 41a und dem Y-Achsen-Steuermotor 41b sowie den zugehörigen linear verstellbaren Tischen und Antriebssystemen, während zu einer Stellanordnung 43 für die Vertikalposition des Objekts der Z-Achsen-Steuermotor 41c gehört.

Die Stellanordnungen 42 und 43 erlauben es, die Horizontalposition und die Vertikalpo­ sition des Objekts O frei einzustellen. Die Höhe der Objekthalte-Anordnung 4 läßt sich so justieren, daß sie der Höhe des Objekts O entspricht. Ferner wird vorteilhaft das Zentrum Pa des lokalen Bereichs P in dem Objekt O auf das Zentrum 3a des Schwenk­ arms 3 eingestellt.

Wenn der Schwenkarm 3 mit dem XY-Tisch 31 zum Verstellen seines Zentrums 3a und dem Hebesteuermotor 32 ausgestattet ist, bedarf es nicht immer der Stellanordnung 42 für die Horizontalposition des Objekts. Zuweilen kann es jedoch von Vorteil sein, die Position des Objekts O mittels der Stellanordnungen 42 und 43 für die Horizontal- und Vertikalposition des Objekts grob einzustellen und die Feinjustierungen dann mittels des XY-Tisches 31 und des Hebesteuermotors 32 vorzunehmen, die dem Schwenkarm 3 zugeordnet sind. Für diesen Zweck können beide Verstellanordnungen vorhanden sein.

Als Stellanordnung für das Objekt O können auch andere als die oben erläuterten Mittel vorgesehen sein, z. B., ein Stuhl, auf dem der das Objekt O bildende Patient sitzt, in Verbindung mit der Objekthalte-Anordnung 4. Die Position des Patienten kann dann eingestellt werden, während der Patient auf dem Stuhl sitzt.

Die Bildverarbeitungseinheit D weist einen arithmetischen Prozessor (Recheneinheit) auf, der eine Bildverarbeitungsanalyse mit hoher Geschwindigkeit durchführt. Die Absorpti­ onskoeffizienten-Verteilungsinformation in dem von dem Röntgenstrahlenbündel durch­ querten Objekt wird errechnet, indem eine vorbestimmte Rechenoperation durchgeführt wird, nachdem das auf dem zweidimensionalen Röntgenbildsensor 2 erzeugte Röntgen­ projektionsbild entsprechend vorverarbeitet wurde. Ein Schnitt- oder Teilbild oder ein Panoramabild des aufgenommenen lokalen Bereichs P werden dann von der Display- Anordnung E angezeigt und als Bildinformation in einem Speichermedium gespeichert.

Die Display-Anordnung E zeigt eine dreidimensionale perspektivische Ansicht des loka­ len Bereichs P, die in X-, Y- und Z-Richtung drehbar ist, und die Anordnung ist so getroffen, daß das Schnitt- oder Teilbild wiedergegeben wird, wenn auf dem Display der Teil oder Schnitt spezifiziert wird, wo der Arzt oder Operator eine Diagnose wünscht. Der gewünschte Teil oder Schnitt kann daher bequem gewählt werden, und der Zustand des vorderen Kiefers, des hinteren Kiefers und der Zähne, die als der lokale Bereich P des Objekts O aufgenommen werden, läßt sich genau beurteilen.

Bei dem Hauptgestell 10 handelt es sich um eine Tragkonstruktion für das gesamte System 20, die unten näher erläutert ist. Mittels der Bedienkonsole 11 wird die gesamte Vorrichtung 20 gesteuert, und die Bedienkonsole sorgt für verschiedene Steuerungen anhand von Befehlen, die von dem Steuerpult 12 kommen.

Das Steuerpult 12 ist vorgesehen, um die für die Vorrichtung 20 notwendigen Daten und Betriebsprozeduren einzugeben, wie dies nachstehend im einzelnen erläutert ist.

Fig. 9 ist eine Frontansicht eines Ausführungsbeispiels einer computergestützten Rönt­ gentomographie-Vorrichtung gemäß der vorliegenden Erfindung. Fig. 10 zeigt eine Seitenansicht dieser Vorrichtung.

Die Röntgentomographie-Vorrichtung 20 weist das Hauptgestell 10 auf, bei dem es sich um eine das Gesamtsystem tragende, portalartige Konstruktion hoher Steifigkeit handelt. Das Hauptgestell besteht aus einem Arm 10a, an dem der Schwenkarm 3 mit dem Rönt­ gengenerator 1 und dem Röntgenbildsensor 2 drehbar abgestützt ist, zwei Querträgern 10b zum Fixieren der beiden Seiten um den den Schwenkarm tragenden Bereich des Arms 10a, um eine durch eine Drehbewegung des Arms 3 verursachte Auslenkung zu verhindern, zwei Vertikalträgern 10c zum Abstützen der Querträger 10b, einer Säule 10d zur festen Abstützung des Arms 10a, und einer Basis 10e, auf welche die Säule 10d und die beiden Vertikalträger 10c aufgesetzt sind und die die Basis der Vorrichtung 20 bildet.

Diese das Hauptgestell 10 bildenden Bauteile sind aus in hohem Maße steifen Stahlteilen gefertigt, wobei Deformationen durch zweckentsprechende Querstreben und Winkelver­ stärkungen verhindert werden. Insbesondere ist der den Schwenkarm 3 drehbar abstüt­ zende Arm 10a selbst ein in hohem Maße steifes Gebilde, und die beiden Querträger 10b sowie die beiden Vertikalträger 10c sind so ausgelegt, daß sie eine Verformung aufgrund der Drehbewegung des Schwenkarms ausschließen. Das Zentrum 3a des Schwenkarms 3 bewegt sich daher während der Drehung des Schwenkarms nicht.

Das Hauptgestell 10 eignet sich insbesondere für ein computergestütztes Röntgentomo­ graphie-System, bei dem es darauf ankommt, Verformungen zu vermeiden, weil das Hauptgestell so aufgebaut ist, daß es keine durch den Schwenkarm 3 verursachten Verformungen zuläßt.

Das Hauptgestell 10 kann möglicherweise auch ohne die Querträger 10b und die Verti­ kalträger 10c auskommen, wenn es gleichwohl ausreichend starr ist.

Das Steuerpult 12 befindet sich an der von der Säule 10d abgewendeten Seite eines der Vertikalträger 10c des Hauptgestells 10, wo es von einer stehenden Bedienperson leicht bedient werden kann.

Fig. 11 zeigt eine Frontansicht des Steuerpults des erfindungsgemäßen computergesteu­ erten Röntgentomographie-Systems.

Das Steuerpult 12 ist mit einem Wählschalter 9 zur Auswahl des Projektionsmodus der computergestützten Röntgentomographie-Vorrichtung ausgestattet. Der Schalter 9 besteht aus einem Schalter 9a für einen partiellen CT-Projektionsmodus und einem Schalter 9b für einen Panorama-Projektionsmodus, zwischen denen wahlweise umge­ schaltet werden kann. Wenn der Schalter 9a für den partiellen CT-Projektionsmodus betätigt wird, wird ein optisches Schnitt- oder Teilbild des lokalen Bereichs durch eine normale computergestützte Röntgentomographie erzeugt. Bei Betätigen des Schalters 9b für den Panorama-Projektionsmodus wird ein Panoramabild des Zahnbogens S mittels der computergestützten Panorama-Röntgentomographie-Vorrichtung hergestellt.

Wenn ein Panoramabild hergestellt wird, kann entsprechend dem computergestützten Röntgentomographie-Verfahren gemäß der Erfindung das Zentrum 3a des Schwenkarms 3 in einer vorbestimmten Position fixiert sein; der Drehwinkel des Schwenkarms und die Breite des konischen Röntgenstrahlenbündels werden bedarfsweise geändert, wobei eine Schlitzsteuerung ausgeführt wird. Die computergestützte Röntgentomographie- Vorrichtung, die es erlaubt, sowohl Panoramabilder als auch Schnitt- oder Teilbilder zu erzeugen, kann daher einfach aufgebaut sein.

Statt den Wählschalter 9 vorzusehen, kann der für den zweidimensionalen Röntgenbild­ sensor 2 vorgesehene Sensor kassettenartig aufgebaut sein, und es können unterschiedli­ che Kassetten für eine normale computergestützte Röntgentomographie und für eine computergestützte Panorama-Röntgentomographie verwendet werden. In einem solchen Fall kann für einen Wechsel zwischen dem partiellen CT-Projektionsmodus und dem Panorama-Projektionsmodus durch Austausch der Kassetten gesorgt werden.

Unter dem Wählschalter 9 befinden sich Schalter 12a, 12b und 12c für eine Objektwahl. Die Schalter 12a, 12b, 12c werden zusammen mit darunter befindlichen Wählschaltern 12d bis 12g zum Positionieren eines Zahnes benutzt; sie dienen dazu, die Objekthalte- Anordnung 4 entsprechend dem Projektionsmodus in eine zweckentsprechende Position zu bringen (siehe Fig. 8). Der Schalter 12a wird betätigt, wenn es sich bei dem Objekt O um ein kleines Kind handelt; der Schalter 12b wird betätigt, wenn ein Kind mittlerer Größe geröntgt werden soll; im Falle eines Erwachsenen wird der Schalter 12c betätigt.

Die Schalter 12d, 12e werden benutzt, um zu wählen, ob es sich bei dem aufzunehmen­ den lokalen Bereich P um den Oberkiefer oder den Unterkiefer handelt. Wenn der Schalter 12d betätigt wird, wird der Oberkiefer ausgewählt; zur Auswahl des Unte 48570 00070 552 001000280000000200012000285914845900040 0002019941668 00004 48451rkie­ fers wird der Schalter 12e betätigt. Die Schalter 12f und 12g dienen der Auswahl, ob sich der lokale Bereich P rechts oder links befindet. Wenn der Schalter 12f betätigt wird, wird die linke Kieferhälfte ausgewählt; zur Auswahl der rechten Kieferhälfte wird der Schalter 12g betätigt.

Die darunter befindlichen Schalter 12h bis 12k dienen der Auswahl einer detaillierteren Position des aufzunehmenden lokalen Bereichs P. Bei Betätigen des Schalters 12h werden, bezogen auf die Symmetrieachse Lo des Zahnbogens S, der erste und der zweite Zahn gewählt. Der dritte und der vierte Zahn werden gewählt, wenn der Schalter 12i betätigt wird. Durch Betätigen des Schalters 12j erfolgt die Auswahl des fünften und sechsten Zahnes. Der Auswahl des siebten und achten Zahnes dient der Schalter 12k.

Die Stellschalter 12l bis 12s werden zum Einstellen der Position des Schwenkarms 3 oder der Position der Objekthalte-Anordnung 4 benutzt.

Der Schwenkarm 3 wird als Stellobjekt gewählt, wenn der Schalter 12l betätigt wird. Durch Betätigen des Schalters 12m wird die Objekthalte-Anordnung 4 gewählt.

Wenn zusätzlich zu dem Schalter 12l auch die Schalter 12n und 12o betätigt werden, wird der Hebesteuermotor 32 angesteuert, und der Schwenkarm 3 wird nach oben und unten bewegt. Werden die Schalter 12p und 12g zusammen mit dem Schalter 12l betä­ tigt, wird der X-Achsen-Steuermotor 31a angesteuert, und der Schwenkarm 3 wird seit­ lich verstellt. Bei Betätigen der Schalter 12r, 12s zusammen mit dem Schalter 12l erfolgt eine Ansteuerung des Y-Achsen-Steuermotors 31b, und der Schwenkarm 3 wird nach hinten bzw. nach vorne verstellt.

Wenn zusätzlich zu dem Schalter 12m auch die Schalter 12n und 12o betätigt werden wird der Z-Achsen-Steuermotor 41c des Halteanordnungs-Stellmechanismus 41 ange­ steuert, und die Objekthalte-Anordnung 4 wird nach oben bzw. nach unten verstellt. Bei Betätigen der Schalter 12p und 12q zusammen mit dem Schalter 12m wird der X-Ach­ sen-Steuermotor 41a angesteuert; die Objekthalte-Anordnung 4 bewegt sich seitlich.

Wenn die Schalter 12r und 12s zusammen mit dem Schalter 12m betätigt werden, erfolgt eine Ansteuerung des Y-Achsen-Steuermotors 41b, und die Objekthalte-Anordnung 4 wird nach hinten bzw. nach vorne verstellt.

Ein unten sitzender Netzschalter 12t dient dem Ein- und Ausschalten der Stromversor­ gung für die gesamte Vorrichtung 20. Ein Startschalter 12u ist vorgesehen, um den Aufnahmevorgang zu starten.

Das computergestützte Röntgentomographie-System 20 kann auf diese Weise über das Steuerpult 12 eingestellt und betätigt werden.

Fig. 12 zeigt ein Ablaufdiagramm für die Aufnahmeprozeduren des computergestützten Röntgentomographie-Systems gemäß der Erfindung. Die Aufnahmeprozeduren seien anhand des Ablaufdiagramms erläutert.

Mittels des Wählschalters 9 des Steuerpults 12 wird im Schritt S1 der lokale CT-Projek­ tionsmodus oder der Panorama-Projektionsmodus ausgewählt. Das Objekt O wird auf die Kinnstütze 4a der Objekthalte-Anordnung 4 aufgebracht (S2). Das Zentrum 3a des Schwenkarms 3 wird auf das Zentrum Pa des lokalen Bereichs P des Objekts O im loka­ len CT-Projektionsmodus eingestellt, während bei einem Panorama-Projektionsmodus das Zentrum 3a auf das Zentrum Qa des virtuellen lokalen Bereichs Q des Objekts O eingestellt wird (S3).

Dann wird die Höhe des Schwenkarms 3 so eingestellt, daß die vertikale Höhe des von dem Röntgengenerator 1 abgestrahlten konischen Röntgenstrahlenbündels 1a auf den lokalen Bereich P oder den virtuellen lokalen Bereich Q auftrifft (S4). Die Aufnahme wird gestartet, und das konische Röntgenstrahlenbündel 1a wird entsprechend dem gewählten Projektionsmodus lokal abgestrahlt, während der Schwenkarm 3 innerhalb eines fest vorgegebenen Winkelbereichs entsprechend dem gewählten Projektionsmodus gedreht wird (S5, S6, S7).

Bei dem computergestützten Röntgentomographie-Verfahren erfolgt eine Bildverarbei­ tung einschließlich Rückprojektion entsprechend dem Projektionsmodus (S7). Ein Teil- oder Schnittbild oder ein Panoramabild wird erzeugt (S8). Das Bild wird auf dem Display E wiedergegeben (S9). Falls erforderlich wird das Bild ausgedruckt oder in der Speicheranordnung gespeichert (S10). Dann wird die Prozedur beendet.

Als nächstes sei die Röntgenstrahlbreiten-Begrenzeranordnung erläutert.

Wenn der aufzunehmende lokale Bereich spezifiziert wird, ist bei dem erfindungsgemä­ ßen computergestützten Röntgentomographie-Verfahren die Strahlbreite des von dem Röntgengenerator 1 emittierten konischen Röntgenstrahlenbündels 1a einzustellen. Außerdem muß das Zentrum 3a des Schwenkarms 3 in eine Position entsprechend der Position des lokalen Bereichs gebracht werden.

Für diesen Zweck ist die Röntgenstrahlbreiten-Begrenzeranordnung B vorgesehen. Mittels dieser Anordnung werden die vertikalen und seitlichen Abmessungen des Rönt­ genstrahlenbündels eingestellt, das von einer Röntgenstrahlenquelle des Röntgengenera­ tors 1 unter einem festen Strahlungswinkel emittiert wird. Diese Einstellung kann von Hand oder automatisch durch Betätigen von Einstellschaltern erfolgen.

Als eine solche Röntgenstrahlbreiten-Begrenzeranordnung B ist eine Vorrichtung vorge­ sehen, bei der eine (nicht dargestellte) Schlitzsteuerplatte mit einer Mehrzahl von Fensterschlitzen vor dem Röntgengenerator 1 angeordnet wird. Die Schlitzsteuerplatte wird verschoben, wobei eine Mehrzahl von Schlitzen mit unterschiedlichen Fensteröff­ nungen vorgesehen ist, die das konische Röntgenstrahlenbündel bestimmen, mit dem nur der aufzunehmende lokale Bereich voll erfaßt wird. Wenn die Fensteröffnung mittels einer Mehrzahl von unabhängig gegeneinander verstellbaren Bauteilen gebildet wird, kann eine optionale Fensteröffnung dadurch erhalten werden, daß diese Bauteile entspre­ chend eingestellt werden.

Fig. 13 zeigt eine Frontansicht eines wesentlichen Teils einer Ausführungsform der Röntgenstrahlbreiten-Begrenzeranordnung. In Fig. 14 sind Beispiele für die Strahlbe­ grenzung mittels der Röntgenstrahlbreiten-Begrenzeranordnung veranschaulicht.

Die Röntgenstrahlbreiten-Begrenzeranordnung B besteht aus einer Anordnung 81 zum Begrenzen in seitlicher Richtung, einer Anordnung 82 zum Begrenzen in vertikaler Richtung und einer Schlitzöffnung 83.

Die Anordnung 81 zum Begrenzen in seitlicher Richtung weist rechte und linke Schlitz­ platten 81a, 81b, Innengewindeteile 81c, 81d für jede dieser Schlitzplatten, eine Gewin­ despindel 81e, die mit den Innengewindeteilen 81c, 81d in Gewindeeingriff steht, und einen Seitenmotor 81f auf, mittels dessen die Gewindespindel 81e gedreht werden kann. Die Innengewindeteile 81c, 81d sind mit einem rechtsgängigen bzw. einem linksgängigen Gewinde versehen. Entsprechend trägt die Gewindespindel 81e ausgehend von ihrer Längsmitte ein rechtsgängiges bzw. linksgängiges Außengewinde.

Wenn daher der Seitenmotor 81f angesteuert wird und sich dreht, werden die Schlitz­ platten 81a, 81b um den gleichen Betrag in der einen oder der anderen Richtung verstellt, wobei sich die Schlitzplatten einander nähern oder voneinander entfernen, so daß die Schlitzöffnung 83 zentralsymmetrisch eingestellt wird.

Die Anordnung 82 zum Begrenzen in vertikaler Richtung weist eine obere und eine untere Schlitzplatte 82a, 82b, jeder Schlitzplatte zugeordnete Innengewindeteile 82c bzw. 82d, eine Gewindespindel 82e, die in Gewindeeingriff mit den Innengewindeteilen 82c, 82d steht, und einen Höhenmotor 82f zum Antreiben und Drehen der Gewindespin­ del 82e auf. Die Anordnung 82 ist im rechten Winkel mit Bezug auf die Anordnung 81 angeordnet. Die Innengewindeteile 82c, 82d sind mit einem rechtsgängigen bzw. einem linksgängigen Gewinde versehen. In entsprechender Weise trägt die Gewindespindel 82e ausgehend von ihrer Längsmitte ein rechtsgängiges bzw. ein linksgängiges Außenge­ winde.

Wenn daher der Höhenmotor 82f angesteuert wird und sich dreht, bewegen sich die obere und die untere Schlitzplatte 82a, 82b um gleiche Strecken aufeinander zu bzw. voneinander weg, und die Breite der Schlitzöffnung 83 in vertikaler Richtung wird mittensymmetrisch begrenzt.

Auf diese Weise können die Höhe und die Breite der Schlitzöffnung 83 und damit die vertikale und die seitliche Breite des konischen Röntgenstrahlenbündels mittels der Röntgenstrahlbreiten-Begrenzeranordnung B begrenzt werden.

In Fig. 14(a) sind die Höhe und die Breite der Schlitzöffnung 83 auf einen kleinen Wert eingestellt. In Fig. 14(b) ist die Schlitzöffnung 83 rechteckig gemacht.

Fig. 15 zeigt im wesentlichen eine Frontansicht einer Ausführungsform eines erfindungs­ gemäßen Strahlungssteuerschlitzes.

Der Strahlungssteuerschlitz 8 wird mittels des Röntgenstrahl-Steuergerätes 8b gesteuert. Der Schlitz 8 wird zur Überlappung mit der Röntgenstrahlbreiten-Begrenzeranordnung B benutzt, so daß von dem konischen Röntgenstrahlenbündel 1a nur das konische Rönt­ genstrahlenteilbündel 1b abgestrahlt wird, wobei Breite und Höhe des Röntgenstrahlen­ bündels 1a von der Röntgenstrahlbreiten-Begrenzeranordnung B bestimmt sind.

Der Strahlungssteuerschlitz 8 weist eine Schlitzplatte 8c mit dem schlitzförmigen Fenster 8a und einem offenen Fenster 8a', vier Führungsrollen 8d zum linearen Hin- und Herbe­ wegen der Schlitzplatte 8c, eine Gewindespindel 8e, die mit einem mit der Schlitzplatte 8c verbundenen, nicht veranschaulichten Innengewindeteil in Gewindeeingriff steht, und einen Steuermotor 8f zum Antreiben und Drehen der Gewindespindel 8e auf. Die Posi­ tion des schlitzförmigen Fensters 8a und des offenen Fensters 8a' kann daher frei einge­ stellt werden, indem der Steuermotor 8f mittels des Röntgenstrahl-Steuergerätes 8b entsprechend angesteuert wird.

Bei der normalen computergestützten Röntgentomographie wird die Schlitzplatte 8c so eingestellt, daß das offene Fenster 8a' mit der Schlitzöffnung 83 der Röntgenstrahlbrei­ ten-Begrenzeranordnung B überlappt wird, und das von der Röntgenstrahlbreiten- Begrenzeranordnung B begrenzte konische Röntgenstrahlenbündel 1a wird lokal abgestrahlt.

Bei der computergestützten Panorama-Röntgentomographie wird das schlitzförmige Fenster 8a mit der Schlitzöffnung 83 der Röntgenstrahlbreiten-Begrenzeranordnung B überlappt und in Synchronismus mit der Drehbewegung des Schwenkarms 3 mittels des Röntgenstrahl-Steuergerätes 8b so gesteuert, daß von dem konischen Röntgenstrahlen­ bündel 1a nur das konische Röntgenstrahlenteilbündel 1b abgestrahlt wird. Auf diese Weise läßt sich, wie anhand der Fig. 6 erläutert, nur das konische Röntgenstrahlenteil­ bündel 1b abstrahlen.

Fig. 16 ist ein Blockschaltbild für die Bildverarbeitung des erfindungsgemäßen compu­ tergestützten Röntgentomographie-Systems.

Zur Durchführung des Verfahrens dienen der Bildprozessor D als Haupteinheit, der Röntgengenerator 1, der zweidimensionale Röntgenbildsensor 2, das Steuerpult 12, die Display-Anordnung E und eine Hilfsspeicher-Anordnung F. Der Bildprozessor D weist eine Steuereinheit Da, einen Bildspeicher Db und einen A/D(analog zu digital)-Wandler Dc auf.

Bei dem Bildprozessor D kann es sich um einen für eine Bildverarbeitung ausgelegten Mikroprozessor handeln.

Die von dem zweidimensionalen Röntgenbildsensor 2 empfangenen Daten werden mittels des A/D-Wandlers Dc in ein digitales Signal umgewandelt, und die umgewandelten Daten werden in dem Bildspeicher Db eingespeichert. Eine Mehrzahl von in dem Bild­ speicher Db eingespeicherten Bilddaten wird in einem Rechenspeicher Dd gespeichert, und eine vorbestimmte Verarbeitung der gespeicherten Bilddaten wird entsprechend dem ausgewählten Aufnahmemodus ausgeführt. Dann wird ein Schnitt- oder Teilbild oder ein Panoramabild erzeugt, das auf der Display-Anordnung E wiedergegeben und, falls erfor­ derlich, in der Hilfsspeicher-Anordnung F gespeichert wird.

Als Hilfsspeicher-Anordnung können eine Hartplatte, eine magnetische Platte, eine optische Platte oder dergleichen vorgesehen sein.

Als zweidimensionaler Röntgenbildsensor 2 läßt sich vorzugsweise ein MOS-Bildsensor benutzen.

Anhand der Fig. 17 seien das Funktionsprinzip des MOS-Bildsensors und der Aufbau eines mit dem MOS-Bildsensor ausgestatteten zweidimensionalen Röntgenbildsensors erläutert.

Entsprechend Fig. 17(a) wandelt eine Photodiode PD, die ein Lichtaufnahmepixel bildet, das einfallende Licht in ein elektrisches Signal um. Die Photodiode PD ist mit einem Schalter SW in Reihe geschaltet, der von einem MOSFET(Metalloxid-Halbleiter- Feldeffekttransistor)-Element gebildet wird und der seinerseits mit dem negativen Eingang eines Operationsverstärkers Q1 verbunden ist. An den Operationsverstärker Q1 ist ein Rückkopplungswiderstand R1 angeschlossen, wodurch eine Strom- und Span­ nungswandlerschaltung gebildet wird, die einen Eingangsstrom als ein Spannungssignal ausgibt. Eine Spannung V1 gegen Masse (GND) liegt an dem positiven Eingang des Operationsverstärkers Q1 an.

Wenn entsprechend Fig. 17(b) ein positiver Leseimpuls RD an das Gatter des Schalters SW gelangt, öffnet der Schalter SW. Die Photodiode PD wird in Sperr-Richtung vorge­ spannt, und eine Übergangskapazität C1 wird mit einer festen Ladungsmenge aufgela­ den. Dann schließt der Schalter SW, und die Ladung wird durch den Stromfluß des während der Ladedauer abgegebenen Lichts entladen, wenn während der Ladedauer Licht auffällt. Das Kathodenpotential der Photodiode PD nähert sich einem hohen elektrischen Potential. Die entladene elektrische Ladungsmenge nimmt proportional zu der Menge des eingefallenen Lichts zu.

Wenn der Leseimpuls RD an das Gatter des Schalters SW gelangt und der Schalter SW öffnet, wird eine Ladung entsprechend der während der Ladedauer entladenen Strom­ menge über den Rückkopplungswiderstand R1 zugeführt; gleichzeitig wird die Photo­ diode PD für eine Initialisierung in Sperr-Richtung vorgespannt. Während dieser Zeit wird durch den Ladestrom eine elektrische Potentialdifferenz an beiden Enden des Rück­ kopplungswiderstandes R1 verursacht und von dem Operationsverstärker Q1 als Span­ nungssignal ausgegeben. Der Ladestrom entspricht dem durch das eingefallene Licht verursachten Entladestrom, so daß die Menge des auffallenden Lichts durch die Ausgangsspannung erfaßt wird.

Fig. 17(c) zeigt im Schnitt den Aufbau des zweidimensionalen Röntgenbildsensors 2 unter Verwendung des MOS-Bildsensors. Es ist ein optisches Faserbündel (FOP) 22 zum Übermitteln eines optischen Bildes ist auf den MOS-Bildsensor 21 vorgesehen, wobei die Photodioden PD zweidimensional angeordnet sind, um Lichtaufnahmepixel zu bilden. Über dem optischen Faserbündel 22 befindet sich eine Szintillatorschicht 23 zum Umwandeln von Röntgenstrahlung in sichtbares Licht. Das Röntgenbild aufgrund des durch das Objekt hindurchgetretenen Röntgenstrahlenbündels wird von der Szintillator­ schicht 23 in ein Bild aus sichtbarem Licht umgewandelt, mittels des optischen Faser­ bündels 22 weitergeleitet und von dem MOS-Bildsensor 21 photoelektrisch umgewan­ delt.

Fig. 18 zeigt eine Treiberschaltung für den MOS-Bildsensor 21. Die als Bildaufnahme­ pixel dienenden Photodioden PD sind in einer Matrix von m-Reihen mal n-Spalten ange­ ordnet, wobei die Kapazität C1 parallel zu jeder Photodiode PD und der Leseschalter SW in Reihe damit geschaltet ist. Die Gatter der Schalter SW sind mit einer Adressen­ wählschaltung SL verbunden, und die auszulesende Photodiode PD wird aufgrund eines von dem Bildprozessor D kommenden Signals ausgewählt.

Die Ausgänge der Schalter SW sind je Spalte gemeinsam angeschlossen, und die betref­ fenden Signale gehen dem Operationsverstärker Q1 zu, der die Strom/Spannungs- Wandlerschaltung bildet. Die Ausgänge der Operationsverstärker Q1 werden mittels einer Abfrage/Halte-Schaltung (S/H) abgefragt. Jede Abfrage/Halte-Schaltung ist mit einem Schalter SWb verbunden, der von einem Schieberegister SR bei einem entspre­ chenden m-Schritt betätigt wird.

Wenn jeder Schalter SWb der Reihe nach geöffnet und geschlossen wird, wird das abge­ fragte Signal an den A/D-Wandler Dc des Bildprozessors D in Form eines Zeitseriensi­ gnals ausgegeben. Dabei kann eine Verzögerungsschaltung zwischen jeder Rechen­ schaltung Q1 und jeder Abfrage/Halte-Schaltung vorgesehen sein. Die Verzögerungs­ schaltung integriert den Strom (oder die Spannung), und die Abfrage/Halte-Spannung frägt den integrierten Wert ab.

Wenn die Verzögerungsschaltung vorhanden ist, stellt das Ausgangssignal ein Zeitinte­ gral dar, und die Empfindlichkeit für das erfaßte Signal kann erhöht werden.

Fig. 19 zeigt ein Zeitdiagramm für das Arbeiten der Treiberschaltung gemäß Fig. 18. Dabei wird ein Ausführungsbeispiel erläutert, bei dem ein Schieberegister als die Adres­ senwählschaltung SL vorgesehen ist.

Die Adressenwählschaltung SL wird durch einen Startimpuls von dem Bildprozessor D aktiviert, und sie gibt in Synchronismus mit einem von dem Bildprozessor vorgegebenen Lesetakt sequentiell einen Leseimpuls RD1 für die erste Spalte, einen Leseimpuls RD2 für die zweite Spalte usw. sowie einen Leseimpuls RDn für die n-te Spalte ab.

Wenn beispielsweise der Leseimpuls RD1 der ersten Spalte jedem Gatter der Schalter SW der ersten Spalte zugeführt wird, wird die elektrische Ladung entsprechend dem in jede Photodiode PD der ersten Spalte einfallenden Lichtmenge ausgelesen, und der Operationsverstärker Q1 gibt ein Spannungssignal ab. Dann wird ein Abfrageimpuls SP in jede Abfrage/Halte-Schaltung eingegeben, um einen Spitzenwert des Ausgangssignals des Operationsverstärkers Q abzufragen.

Das abgefragte Signal wird aufgrund eines Schiebebefehls CK in Form von m-Teilimpul­ sen übertragen, bevor der nächste Abfrageimpuls SP von dem Schieberegister SR einge­ geben wird, und es wird als Bildsignal einer Abfragezeile nach außen abgegeben. Was die anderen Spalten anbelangt, wird ein Signal von m-Reihen taktweise mittels eines Lese­ impulses ausgelesen, und das Schieberegister SR bildet ein Zeitseriensignal für jeweils eine Abtastzeile.

Fig. 20 zeigt ein Ausführungsbeispiel einer Schaltung, bei der MOS-Bildsensoren mehr­ stufig miteinander verbunden sind.

Zwei MOS-Bildsensoren 21a, 21b mit einer Lichtaufnahmepixel-Anordnung aus m Rei­ hen und n Spalten sind in Zeilenrichtung fortlaufend angeordnet und so angeschlossen, daß jeder Leseimpuls RD1 bis RDn von dem die Adressenwählschaltung SL bildenden Schieberegister SLa jeweils der gleichen Spalte zugeht. Ein Signal wird von 2m Photo­ dioden mittels eines Leseimpulses ausgelesen und in 2m Operationsverstärkern Q1 sowie Abfrage/Halte-Schaltungen entsprechend jeder Spalte eingegeben.

Zwei Schieberegister SRa, SRb sind den beiden MOS-Bildsensoren 21a, 21b zugeordnet und übertragen das Ausgangssignal von jeder Abfrage/Halte-Schaltung zu dem Bildpro­ zessor D als Zeitseriensignal, indem der Reihe nach 2m Schalter SWb betätigt werden. Das dem Bildprozessor D zugehende Signal wird mittels des A/D-Wandlers Dc in ein digitales Signal umgewandelt und dann in dem Bildspeicher Db gespeichert.

In Fig. 20 sind zwei MOS-Bildsensoren 21a und 21b veranschaulicht. Es können jedoch mehr als drei Stufen von MOS-Bildsensoren miteinander verbunden sein.

Die zweidimensionalen Röntgenbildsensoren 2, die im Rahmen des computergestützten Röntgentomographie-Verfahrens verwendet werden, um ein Panoramabild des Zahnbo­ gens S herzustellen, haben eine Erfassungsfläche, die beispielsweise etwa 30 cm lang und etwa 10 bis 30 cm breit ist. Vorzugsweise werden mehr als 30 Gruppen von Röntgen­ projektionsbilddaten oder lokalen Röntgenprojektionsbilddaten pro Sekunde erfaßt.

Da bei Anwendung des computergestützten Röntgentomographie-Verfahrens vorzugs­ weise nur ein lokales Röntgenprojektionsbild des lokalen Bereichs erhalten wird, kann der zweidimensionale Röntgenbildsensor 2 minimiert werden. Weil ferner die anfallende Menge an Röntgenprojektionsbilddaten reduziert ist, wird die Verarbeitungsgeschwin­ digkeit für diese Daten hoch, und die Anzahl der innerhalb einer festen Zeitspanne erfaßten Röntgenprojektionsbilddaten wird erhöht. Das gesamte System kann daher relativ klein ausgeführt sein; gleichzeitig kann mit einer hohen Aufnahmegeschwindigkeit gearbeitet werden.

Fig. 21 dient der Erläuterung der Positionierung des Objekts, wenn bei der computerge­ stützten Röntgentomographie ein Artikulationsmodell und eine Lichtstrahlgeber-Anord­ nung verwendet werden.

In Fig. 21 ist mit dem Bezugszeichen 6a ein Lichtstrahlgeber bezeichnet, der einen Licht­ strahl 6b zur Anzeige des Rotationszentrums, d. h. des Zentrums 3a des Schwenkarms 3 abgibt. Ein weiterer Lichtstrahlgeber 6c emittiert einen Lichtstrahl 6d zur Anzeige des axialen Kerns eines konischen Röntgenstrahlenbündels. Die Lichtstrahlen überlappen das Zentrum 3a bzw. den axialen Strahlkern des konischen Röntgenstrahlenbündels. Die beiden Lichtstrahlgeber 6a und 6c bilden gemeinsam eine Lichtstrahlgeber-Anordnung 6.

An Stelle der Kinnstütze 4a ist eine Befestigungsplatte 44 für das Artikulationsmodell vorgesehen, und das Artikulationsmodell M wird auf das vordere Ende der Objekthalte- Anordnung 4 aufgesetzt.

Nachdem das Artikulationsmodell M auf der Befestigungsplatte 44 in der in Fig. 21 gezeigten Weise plaziert ist, wird das Modell M auf eine geeignete Höhe mittels des Z- Achsen-Steuermotors 41c des Stellmechanismus 41 für die das Modell M tragende Objekthalte-Anordnung 4 gebracht, so daß der Patient das Modell M benutzen kann. Dann werden die aufzunehmenden Zähne des Artikulationsmodells M auf die Stelle eingestellt, wo der Lichtstrahl 6b, der das Zentrum 3a der Lichtstrahlgeber-Anordnung 6 anzeigt, den Lichtstrahl 6d schneidet, der den Axialstrahlungskern des konischen Rönt­ genstrahlenbündels anzeigt. Diese Einstellung erfolgt durch Einstellen der Horizontalpo­ sition mittels der Stellanordnung 42 für die Horizontalposition des Objekts und/oder mittels des Stellmechanismus 41 für die Halteanordnung und des XY-Tisches 31 auf Seiten des Schwenkarms. Dadurch wird die Position des lokalen Bereichs P bestimmt.

Wenn danach der Patient in das Artikulationsmodell M beißt, kann für eine genaue Posi­ tionierung des lokalen Bereichs P gesorgt werden.

Wird das Artikulationsmodell M nicht benutzt, ist für die Objekthalte-Anordnung 4 die Kinnstütze 4a vorgesehen, wie dies in Fig. 10 dargestellt ist. In diesem Fall kann die Positionierung des Patienten oder des Objekts O mit Hilfe der Lichtstrahlgeber-Anord­ nung 6 auf einfache Weise erfolgen.

Fig. 22 zeigt eine weitere Ausführungsform des Positionierverfahrens für ein Objekt bei dem erfindungsgemäßen computergestützten Röntgentomographie-Verfahren. In der Figur ist ein Panoramabild des Zahnbogens wiedergegeben, wie es mittels der Vorrich­ tung nach der Erfindung hergestellt wurde.

Dieses Panoramabild wird auf der Display-Anordnung E des Röntgentomographie- Systems dargestellt, wobei mittels des Bildprozessors D zusätzlich eine Positionsinfor­ mation 71 wiedergegeben wird.

Die Positionsinformation 71 weist einen Lateralmaßstab 72 auf, der in zweckmäßigen regelmäßigen Intervallen in Umfangsrichtung des Zahnbogens des Panoramabildes mit die jeweilige Position angebenden Ziffern 73 versehen ist. Zu den Positionsinformationen 71 gehört ferner ein Longitudinalmaßstab 74, der senkrecht zu dem Zahnbogen steht, zusammen mit Ziffern 75, welche die betreffende Position anzeigen.

Wenn eine computergestützte Röntgentomographie eines speziellen Zahns des Zahnbo­ gens durchgeführt wird, wird zunächst, wie in der Figur dargestellt, ein Panoramabild des Zahnbogens projiziert; dann wird auf dem Bild ein bevorzugter lokaler Bereich P ange­ geben. Wenn beispielsweise eine computergestützte Röntgentomographie des Zahns 76 vorgenommen werden soll, einem Backenzahn auf der linken Seite des Unterkiefers, wird von den Ziffern 73 des Lateralmaßstabs 72 die "3" mittels einer (nicht dargestellten) Eingabeanordnung für die Display-Anordnung E eingegeben, und für die Ziffern 75 des Longitudinalmaßstabs 74 wird "E" eingegeben.

Dann erfolgen das Positionieren des Schwenkarms 3 und des Objekts O mittels des XY- Tisches 31, des Hebesteuermotors 32, des Schwenkarms 3 und des Stellmechanismus 41 der Objekthalte-Anordnung 4.

Entsprechend dem computergestützten Röntgentomographie-Verfahren kann ein Rönt­ genabsorptionskoeffizient an einem beliebigen Punkt des lokalen Bereichs erhalten werden. Wenn ein solcher Koeffizient verarbeitet wird, um ein Panoramabild oder ein Schnitt- oder Teilbild zu gewinnen, kann das dem aktuellen Objekt entsprechende Bild erhalten werden. Infolgedessen kann eine wahlweise Position innerhalb des Zahnbogens oder der Zähne als Positionsinformation quantitativ dargestellt werden, indem das Bild entsprechend markiert wird. Das bedeutet, daß die Position eines bestimmten Zahnes oder eines implantierten Zahns quantitativ erfaßt werden kann, was für die zahnärztliche Praxis von großer Hilfe ist.

Die Draufsicht gemäß Fig. 23 läßt eine Bereitschaftsposition des Schwenkarms erkennen.

Die Bereitschaftsposition [0] ist so gewählt, daß der Patient die Vorrichtung 20 unter dem Schwenkarm 3 betritt oder verläßt. Bei der Darstellung gemäß Fig. 23 steht der Schwenkarm 3 in der Bereitschaftsposition im wesentlichen rechtwinklig zu der Richtung des Arms 10a des Hauptgestells 10.

Die Bereitschaftsposition [0] ist so gewählt, daß der das Objekt O bildende Patient die computergestützte Röntgentomographie-Vorrichtung 20 betritt und verläßt, wie dies durch einen Doppelpfeil angedeutet ist. Der Schwenkarm 3 wartet in der Bereitschafts­ position [0]. Er hindert daher den Patienten nicht beim Hereinkommen in die und beim Herauskommen aus der Röntgenvorrichtung.

Je nach dem Aufstellungsort der Vorrichtung 20 ist zuweilen ein Hereinkommen in die und ein Herauskommen aus der Vorrichtung in einer anderen Richtung zu bevorzugen. In einem solchen Fall kann die Bereitschaftsposition [0] im wesentlichen rechtwinklig zu der Zutrittsrichtung des Patienten eingestellt werden, wie dies in Fig. 23 in unterbroche­ nen Linien veranschaulicht ist.

Vorstehend ist ein Ausführungsbeispiel eines Verfahrens und einer Vorrichtung zur computergestützten Röntgentomographie für medizinische Anwendungen, beispielsweise die Zahnbehandlung, erläutert. Es versteht sich jedoch, daß das Verfahren und die Vorrichtung auch für andere als medizinische Zwecke geeignet sind, beispielsweise zur zerstörungsfreien Prüfung, wie für das Auffinden eines Fremdobjekts in einer Anord­ nung.

Nachstehend sei das Grundprinzip des computergestützten Röntgentomographie-Verfah­ rens erläutert.

Fig. 26 dient dabei der Erläuterung von Projektionsdaten für das erfindungsgemäße computergestützte Röntgentomographie-Verfahren. Die Fig. 27(a), 27(b) und 27(c) dienen der Erläuterung von Bestimmungsfunktionen, wie sie bei dem vorliegenden computergestützten Röntgentomographie-Verfahren benutzt werden. Anhand der Fig. 28(a), 28(b), 29(a) und 29(b) ist das Grundprinzip des computergestützten Röntgento­ mographie-Verfahrens nach der Erfindung zum Herstellen eines Panoramabilds erläutert. Die Fig. 30(a) und 30(b) dienen der Erläuterung einer Hilfsmaßnahme bei dem erfin­ dungsgemäßen computergestützten Röntgentomographie-Verfahren. Anhand der Fig. 31 werden Projektionsdaten erläutert, die mittels eines konventionellen computergestützten Röntgentomographie-Verfahrens analysiert werden. Fig. 32 zeigt Bestimmungsaus­ drücke, wie sie für ein konventionelles computergestütztes Röntgentomographie-Verfah­ ren benutzt werden. Fig. 33 zeigt Bestimmungsausdrücke zur Verwendung bei dem erfindungsgemäßen computergestützten Röntgentomographie-Verfahren. Fig. 34 zeigt Bestimmungsausdrucke, wie sie bei dem erfindungsgemäßen computergestützten Rönt­ gentomographie-Verfahren zur Herstellung eines Panoramabildes benutzt werden. Bei diesem Verfahren wird ein computergestütztes Röntgentomographie-Verfahren betrach­ tet, bei dem ein konisches Röntgenstrahlenbündel benutzt wird.

Konventionelles computergestütztes Röntgentomographie-Verfahren

Wenn ein Objekt O in einem x, y-Koordinatensystem positioniert ist, wird ein Röntgen­ strahlenbündel rund um das Objekt O unter einem Winkel 6 abgestrahlt, und Projekti­ onsdaten werden in einem X, Y-Koordinatensystem erzeugt (Fig. 31). Die Projektions­ daten für das konventionelle Verfahren sind in Fig. 32 durch die Formel 1 wiedergege­ ben. Die Rückprojektionsdaten sind in Fig. 32 durch die Formel 2 nach dem Faltungs­ verfahren dargestellt.

Ein festes Koordinatensystem xOy wird auf einer flachen Fläche definiert, die das Schnittbild des Objekts O beinhaltet. Die zweidimensionale Verteilungsinformation des Röntgenabsorptionskoeffizienten an der Koordinate (x, y) wird als ein Originalbild in der Form einer kontinuierlichen zweidimensionalen Funktion f (x, y) ausgedrückt. Ein paral­ leles Röntgenstrahlenbündel wird aus jeder Winkelrichtung θ, 0<θ<π, abgestrahlt, und die Intensität des aus dem Objekt O austretenden Röntgenstrahlenbündels wird als Projektionsdaten erfaßt.

In diesem Fall kann die zweidimensionale Verteilungsinformation f (x, y) des Absorpti­ onskoeffizienten in dem von dem Röntgenstrahlenbündel durchquerten Objekt O durch die Formel 3 erhalten werden. Das Integral wird berechnet, und der Vorgang wird in Richtung der z-Achse, d. h. in vertikaler Richtung, wiederholt, wodurch die dreidimen­ sionale Röntgenabsorptionskoeffizienten-Verteilungsinformation des Objekts gewonnen werden kann.

Die als CT-Datenrekonstruktion bezeichnete Operation schließt ein zweidimensionales Fourier-Transformationsverfahren, ein ein- und zweidimensionales Fourier-Transforma­ tionsverfahren, ein eindimensionales Fourier-Transformationsverfahren und ein Faltungs­ verfahren ein. Das vorstehend genannte Faltungsverfahren wird derzeit in großem Umfang angewendet, um die Operationszeit drastisch zu beschneiden. Entsprechend dem Faltungsverfahren werden nur ein Faltungsintegral, bei dem es sich um eine einfache Summe von Produkten handelt, und die Rückprojektionsoperation ausgeführt, so daß die Berechnung einfach und mit hoher Geschwindigkeit erfolgen kann.

Entsprechend der Formel 4 von Fig. 32 wird f (x, y) mittels eines Faltungsverfahrens gewonnen. Die Koordinatentransformationsformel in Fig. 32 ist eine Umwandlungsfor­ mel zwischen x, y-Koordinaten der xOy-Koordinate und X, Y-Koordinaten einer XOY- Koordinate.

Normales computergestütztes Röntgentomographie-Verfahren nach der Erfindung

Gemäß dem normalen computergestützten Röntgentomographie-Verfahren nach der vorliegenden Erfindung wird im Vergleich zu dem konventionellen Verfahren das koni­ sche Röntgenstrahlenbündel nur lokal auf den lokalen Bereich P des Objekts O gerichtet, wie dies in Fig. 26 dargestellt ist. Die Breite 2r des Röntgenstrahlenbündels ist in den Fig. 26 und 27 dargestellt, und es wird die Bestimmungsfunktion gemäß Formel 5 der Fig. 33 benutzt.

Wenn die Bestimmungsfunktion gemäß Formel 5 benutzt wird, wird die Relation gemäß Formel 6 in Fig. 33 gebildet, d. h. die Relation zwischen Rückprojektionsdaten qs (X, θ) des lokalen Bereichs P des Objekts, Rückprojektionsdaten qn (X, θ) für andere Bereiche als den lokalen Bereich P des Objekts O und einen Gesamtrückprojektions-Datensatz q (X, θ) des Objekts O. In der Formel 6-1 wird für fast den gesamten Bereich innerhalb des Intervalls [-r, r] der zweite Term etwa [0].

Die Gesamtprojektionsdaten des Objekts O entsprechen der Integration der Projektions­ daten des lokalen Bereichs P und der Projektionsdaten für den anderen durchlaufenen Bereich, d. h. die vor und nach dem lokalen Bereich P durchlaufenen Bereiche, so daß die Relation: q (X, θ) = qs (X, θ) + qn (X, θ) . . .. Fig. 33 (Formel 7) zwischen allen Rückpro­ jektionsdaten gebildet wird. Das Resultat wird gemäß Formel 8 in Fig. 33 abgeleitet.

Infolgedessen kann die zweidimensionale Verteilungsinformation fs (x, y) des Röntgen­ absorptionskoeffizienten des lokalen Bereichs P erhalten werden, indem die zweidimen­ sionale Verteilungsinformation fn (x, y) des Röntgenabsorptionskoeffizienten für den anderen als den lokalen Bereich P von der zweidimensionalen Verteilungsinformation f (x, y) des Röntgenabsorptionskoeffizienten für das gesamte Objekt O subtrahiert wird.

Entsprechend einem Merkmal der vorliegenden Erfindung wird im Vergleich zu dem mit einem konischen Röntgenstrahlenbündel arbeitenden konventionellen computergestützten Röntgentomographie-Verfahren die Strahlbreite des konischen Röntgenstrahlenbündels in Drehrichtung im Vergleich zu der konventionellen Strahlbreite zum Bestrahlen des gesamten Objekts weiter minimiert, und es erfolgt nur eine Bestrahlung des lokalen Bereichs, der ein Teil des Objekts ist, mit dem konischen Röntgenstrahlenbündel. Dies steht im Gegensatz zu der konventionellen Maßnahme, das Röntgenstrahlenbündel für eine computergestützte Röntgentomographie-Aufnahme auf das gesamte Objekt auffal­ len zu lassen.

Das vorliegende Aufnahme-Verfahren basiert auf der Idee, daß die Projektionsdaten stets von dem mittels des konischen Röntgenstrahlenbündels bestrahlten lokalen Bereich erhalten werden können, das konische Röntgenstrahlenbündel tritt jedoch temporär aus dem anderen Bereich des Objekts um den lokalen Bereich herum entsprechend der Dreh­ bewegung um den lokalen Bereich aus. Die Projektionsdaten werden daher nicht beein­ trächtigt, und im Falle einer Rückprojektion können die Projektionsdaten für andere Bereiche als den lokalen Bereich nahezu ignoriert werden. Die Bestimmungsfunktion gemäß Formel 5 drückt dies formelmäßig aus.

Mit anderen Worten, die zweidimensionale Verteilungsinformation fn (x, y) stellt ein Fehlerelement dar und bezeichnet ein Signal einer rectn-Funktion außerhalb einer rects- Funktion. Es wurde gefunden, daß die das Fehlerelement bezeichnende zweidimensionale Verteilungsinformation fn (x, y) nahezu [0] wird. Erfindungsgemäß kann das Fehlerele­ ment im wesentlichen vernachlässigt werden, und eine Bildrekonstruktion kann ohne weiteres nur für einen gewünschten lokalen Bereich P erfolgen.

Bei zahnärztlichen Röntgenaufnahmen kommt es vor allem darauf an, die Form eines Zahns oder eines implantierten Zahns als Diagnoseobjekt zu analysieren. Solche Objekte haben einen höheren Röntgenabsorptionskoeffizienten als das umgebende Gewebe. Infolgedessen wird die zweidimensionale Verteilungsinformation fs (x, y) des Röntgen­ absorptionskoeffizienten eines solchen Diagnoseobjekts größer als die zweidimensionale Verteilungsinformation fn (x, y) des Röntgenabsorptionskoeffizienten des umgebenden Gewebes. Infolgedessen kann ein klares Schnitt- oder Teilbild erzeugt werden.

Erfindungsgemäßes computergestütztes Röntgentomographie-Verfahren zur Herstellung eines Panoramabildes

Als nächstes sei das erfindungsgemäße computergestützte Röntgentomographie-Verfah­ ren zur Herstellung eines Panoramabildes näher betrachtet.

Das vorliegende computergestützte Röntgentomographie-Verfahren zeichnet sich dadurch aus, daß nur der lokale Bereich des Objekts lokal aufgenommen wird und dabei das Schnitt- oder Teilbild des lokalen Bereichs erhalten wird. Im Rahmen der Erfindung wird dieses Verfahren dazu genutzt, ein Panoramabild des Zahnbogens zu erzeugen. Solche Panoramabilder werden in großem Umfang in der Dental-Chirurgie eingesetzt.

Beim konventionellen Verfahren wird der Zahnbogen bestrahlt, während das Rotations­ zentrum des Röntgenstrahlenbündels so verschoben wird, daß das Röntgenstrahlenbün­ del einen komplizierten Verlauf entsprechend dem Panoramabildzustand beschreibt, um ein Panoramabild zu gewinnen. Bei dem vorliegenden computergestützten Röntgento­ mographie-Verfahren wird dagegen das konische Röntgenstrahlenbündel um ein Rotati­ onszentrum gedreht, das eine feste vorbestimmte Position einnimmt. Es war daher ein Problem, ein Röntgenbild unter Verwendung einer bestehenden Vorrichtung zu erzeu­ gen, bei der eine Drehung um ein festes Zentrum erfolgt.

Bei einem computergestützten Tomographie-Verfahren, bei dem der Zahnbogen rundum mit einem fächerförmigen Röntgenstrahlenbündel beaufschlagt und das Rotationszentrum während der Aufnahme in vorbestimmter Position festgehalten wird, ist es bekannt, nur die Röntgenprojektionsdaten des Zahnbogens zu extrahieren und zu rekonstruieren. Dieses Verfahren ist jedoch in so fern nachteilig, als mit hohen Bestrahlungsdosen gearbeitet werden muß und das Bilderzeugungssystem große Abmessungen aufweist.

Bei dem erfindungsgemäßen computergestützten Röntgentomographie-Verfahren zur Herstellung eines Panoramabildes wird zum Erzeugen eines Panoramabildes des Zahnbo­ gens ein virtueller lokaler Bereich so berechnet, daß das konische Röntgenstrahlenbündel stets innerhalb eines festen Bereichs abgestrahlt wird, wie er zum Erzeugen eines Panoramabildes benötigt wird. Das konische Röntgenstrahlenbündel wird lokal abge­ strahlt, um nur den virtuellen lokalen Bereich zu erfassen, während das Rotationszentrum des konischen Röntgenstrahlenbündels an dem Zentrum des virtuellen lokalen Bereichs festgehalten wird; nur das aufgrund des konischen Röntgenstrahlenbündels erzeugte Röntgenstrahlen-Projektionsteilbild wird aus dem erhaltenen Röntgenprojektionsbild des Zahnbogens extrahiert. Basierend auf dem Röntgenprojektionsteilbild erfolgt eine Rück­ projektion, um die dreidimensionale Absorptionskoeffizienten-Verteilungsinformation zu gewinnen, und das Panoramabild des Zahnbogens wird anhand der gewonnenen dreidi­ mensionalen Absorptionskoeffizienten-Verteilungsinformation erzeugt.

Dementsprechend kann das Panoramabild des Zahnbogens unter Verwendung des koni­ schen Röntgenstrahlenbündels unter Einsatz des computergestützten Röntgentomogra­ phie-Verfahrens gewonnen werden.

Die Grundidee ist aus dem computergestützten Röntgentomographie-Verfahren mit Emission eines konischen Röntgenstrahlenbündels auf das gesamte Objekt abgeleitet. Wenn der virtuelle lokale Bereich wie oben erwähnt gewählt wird, wird das lokal proji­ zierte konische Röntgenstrahlenbündel (vorliegend auch als Röntgenstrahlenteilbündel bezeichnet) nur über einen vorbestimmten Winkelbereich des Zahnbogens begrenzt abge­ strahlt, um ein Panoramabild zu erhalten. Zweckentsprechende Bilddaten für ein Panoramabild können gewonnen werden, indem das Röntgenprojektions-Teilbild nur für den bestrahlten Winkelbereich des konischen Röntgenstrahlenbündels extrahiert wird. Die Absorptionskoeffizienten-Verteilungsinformation wird aus den Projektionsteilbild­ daten gewonnen, und es wird ein Panoramabild erzeugt.

Der virtuelle lokale Bereich zur Gewinnung des Panoramabildes des Zahnbogens befindet sich um das Zentrum des Zahnbogens herum, und zwar auf der Symmetrieachse des Zahnbogens und in zweckentsprechender Position zwischen den Halswirbeln und dem Zahnbogen. Ein solcher Bereich ist von Vorteil, weil in ihm wenig Hindernisse vorliegen.

Die Formeln, die für das computergestützte Röntgentomographie-Verfahren zur Herstellung eines Panoramabildes benutzt werden, sind fast die gleichen. Zu berücksich­ tigen sind jedoch der Integrationsbereich, eine Filterfunktion für die Rückprojektion und eine für die Röntgenprojektionsdaten benutzte Filterfunktion.

Bei dem Verfahren wird das Zentrum der xOy-Koordinate und der XOY-Koordinate das Zentrum des virtuellen lokalen Bereichs und das Zentrum des Zahnbogens, wenn ein orthodoxes projiziertes Panoramabild des Zahnbogens erzeugt wird. Ein solches Beispiel sei vorliegend erläutert, wobei Fig. 28(a) der Erklärung des Projektionsverfahrens dient und anhand Fig. 28(b) ein Integrationsbereich erläutert wird.

Die Formel 9 und die Formel 10 der Fig. 34, die bei diesem Verfahren angewendet werden, sind die gleichen wie die Formel 5 und die Formel 6 in Fig. 33 für das oben beschriebene computergestützte Röntgentomographie-Verfahren. Der Wert "2r" ist jedoch die Strahlbreite in Drehrichtung eines konischen Röntgenstrahlenbündels, und nicht die Breite des konischen Röntgenstrahlenbündels wie bei dem zuvor erläuterten Verfahren.

qs (X, θ) stellt die Rückprojektionsdaten von den Röntgenprojektions-Teilbilddaten aufgrund eines aktuellen projizierten konischen Röntgenstrahlenbündels dar. Bei qn (X, θ) handelt es sich um Rückprojektionsdaten von den Röntgenprojektions-Bildda­ ten aufgrund des Röntgenstrahlenbündels, das nicht aktuell abgestrahlt wurde, jedoch bei dem konventionellen computergestützten Röntgentomographie-Verfahren vorliegt.

Weil bei diesem Verfahren der Bestrahlungsbereich des konischen Röntgenstrahlenbün­ dels begrenzt ist, wird aktuell nur qs (X, θ) bezüglich rects(X) erhalten, so daß qn (X, θ) = 0. Infolgedessen erfolgt die Rückprojektion unter Verwendung von qs (X, θ), und die Formel 11 wird aus der Formel 10 abgeleitet.

Bei einem normalen erfindungsgemäßen computergestützten Röntgentomographie- Verfahren wird der Integrationsbereich von θ ist gleich [0,2 π] oder [0, π], wenn fs(x, y) erhalten wird. Der Integrationsbereich wird bei diesem Verfahren weiter eingeschränkt.

Fig. 28(b) zeigt den Integrationsbereich. Wie in der Figur dargestellt ist, reicht der Inte­ grationsbereich dieses Verfahrens, wenn der Punkt (x, y) des Dentalbogens S betrachtet wird, von dem Winkel ϕ (x, y), an dem die Projektion des konischen Röntgenstrahlen­ bündels auf den Punkt (x, y) beginnt, bis zu dem Winkel Ψ(x, y), bei dem die Projektion beendet wird.

Die Bedeutung des Anfangs und des Endes liegt darin, daß es sich dabei um Nennwerte für die Berechnung handelt, und der Wert, der kleiner als der Winkel ist, mit dem das konische Röntgenstrahlenbündel auf den Punkt (x, y) auffällt, nämlich ein optionaler Integrationsbereich von dem Winkel ϕ (x, y) bis zu dem Winkel Ψ(x, y), kann gewählt werden.

Weil der Winkel ϕ (x, y) und der Winkel Ψ(x, y) als Nennwerte an einem wahlweisen Punkt des Zahnbogens bestimmt werden können, werden sie zu einer Funktion von x und y.

Unter Verwendung des Winkels ϕ (x, y) und des Winkels Ψ(x, y) ist die erfindungsge­ mäß verwendete Rückprojektionsformel in Fig. 32 als Formel 12 angegeben.

Der Rechenbereich fs (x, y) der Formel 12 kann der erforderliche Bereich des Zahnbo­ gens S gemäß Fig. 29(a) sein. Das Schnitt- oder Teilbild des Zahnbogens, das durch die Formel y = fp (x) repräsentiert wird, wird entsprechend Fig. 29(b) im Voraus bestimmt, und fs (x, y) von Formel 12 kann nur für den Punkt (x, fp (x)) auf der Fläche berechnet werden.

Hilfsmaßnahmen

Als nächstes sei eine Hilfsmaßnahme verursacht durch Arbeiten mit fs (x, y) beschrieben. Der Artefakt, der auch als Falschbild bezeichnet werden kann, ist eine Diskordanz von Daten, die erzeugt wird, wenn die Werte der Bestimmungsausdrücke bei der Bildverar­ beitung rasch geändert werden. Die folgende Hilfsmaßnahme kann ergriffen werden, um einen solchen Artefakt zu eliminieren.

Hilfsmaßnahme 1

Wenn der Wert der oben erwähnten Bestimmungsfunktionen rects (X) rasch von 0 auf 1 geändert wird, kann ein Artefakt an der Stelle verursacht werden, wo das Strahlenbündel den Punkt (x, y) bei dem Anfangswinkel ϕ (x, y) und dem Endwinkel Ψ(x, y) durchläuft, an denen die Bestrahlung mit dem konischen Röntgenstrahlenbündel gestartet bzw. beendet wird. Vorzugsweise wird dafür gesorgt, daß sich die Filterfunktion an dem Endwert bei der Berechnung anhand der Formel 10 weniger sprunghaft als rects (X) ändert, um den Artefakt zu eliminieren. Für die Filterfunktion können die Hamming- Funktion, die Hanning-Funktion oder die Blackman-Funktion benutzt werden.

Hamming-Funktion: Hamming (τ, X) = 0,54 - 0,46.cos(2τ.X/2τ)

Hanning-Funktion: Hanning (τ, X) = 0,5.1,0 - cos(2τ.X/2τ)

Blackman-Funktion: Blackman (τ, X) = 0,42 - 0,5.cos(2τ.X/2τ).

Diese Funktionen werden verwendet, um den Artefakt an beiden Endpunkten der Rela­ tion in Fig. 30(a) auszuschließen.

Die Funktionen sind nicht auf die vorstehend erwähnten Funktionen beschränkt; vielmehr kann jede Funktion benutzt werden, welche dafür sorgt, daß sich die Endwerte allmäh­ lich [0] nähern.

In der obigen Formel bedeutet "." eine Multiplikation.

Hilfsmaßnahme 2

Ein weiteres Artefakt-Element, das zu Beginn und am Ende der Beaufschlagung mit dem konischen Röntgenstrahlenbündel erzeugt werden kann, ist in Fig. 30(b) dargestellt. Für dieses Element kann die selbe Filterfunktion wie für die oben erläuterte Hilfsmaßnahme 1 benutzt werden.

Claims (24)

1. Verfahren zur computergestützten Tomographie eines lokalen Bereiches eines Objektes, bei dem Röntgenstrahlen lokal auf einen Teil des Objekts gerichtet werden, indem ein Schwenkarm gedreht wird, der einen Röntgengenerator und einen zweidimensionalen Röntgenbildsensor trägt, die einander zugewendet sind, wobei:
ein Röntgenprojektionsbild des lokalen Bereichs auf dem zweidimensionalen Rönt­ genbildsensor erzeugt wird, indem der Schwenkarm Projektionsbedingungen entsprechend innerhalb eines Winkelbereichs gedreht wird und der einen Teil des zu prüfenden Objekts bildende lokale Bereich mit einem von dem Röntgengenera­ tor erzeugten konischen Röntgenstrahlenbündel, das nur den lokalen Bereich des Objekts erfaßt, lokal bestrahlt wird, während ein Rotationszentrum des Schwenk­ arms an der Zentralposition des lokalen Bereichs festgehalten wird, sowie
das so erzeugte Röntgenprojektionsbild rechnerisch verarbeitet wird und eine drei­ dimensionale Röntgenabsorptionskoeffizienten-Verteilungsinformation für den lokalen Bereich extrahiert und auf diese Weise ein Teil- oder Schnittbild des loka­ len Bereichs des zu prüfenden Objekts erzeugt wird.

2. Verfahren nach Anspruch 1, bei dem das Röntgenprojektionsbild des lokalen Bereichs gebildet wird, indem ein konisches Röntgenstrahlenbündel benutzt wird, das in Drehrichtung des von dem Röntgengenerator erzeugten Strahlenbündels eine Breite von 2r hat, und daß eine zweidimensionale Verteilungsinformation fs (x, y) des Röntgenabsorptionskoeffizienten des lokalen Bereichs errechnet wird, indem die folgenden Gleichungen beim Extrahieren der dreidimensionalen Röntgenab­ sorptionskoeffizienten-Verteilungsinformation für den lokalen Bereich als Bildin­ formation benutzt werden:
X = x cosθ + y sinθ, Y = - x sinθ + y cosθ
p (X, θ) = ∫ f (x, y)dY
wobei Integrationsbereich: [- ∞, ∞]
q (X, θ) = (1/2) ∫ {rects (X') + rectn (X')} p (X', θ) h (X - X') dX'
wobei Integrationsbereich: [- ∞, ∞]
= (1/2) ∫ rects (X') p (X', θ) h (X - X') dX' + (1/2) ∫ rectn (X') p (X', θ) h (X - X') dX'
wobei Integrationsbereich: [-∞, ∞]
= qs (X, θ) + qn (X, θ)
f (X, y) = (1/2π) ∫ {qs (X, θ) + qn (X, θ)} dθ
wobei Integrationsbereich: [0, 2 π]
= fs (x, y) + fn (x, y)
fs (x, y) = f (x, y) - fn (x, y)
wobei r.r, ≧ X.X + y.y
wobei:
x, y die Koordinaten x, y in einem x, y-Koordinatensystem sind, das auf die Ebene eingestellt und dort festgehalten ist, die von einem horizontalen konischen Rönt­ genstrahlenbündel des Röntgengenerators überstrichen wird, wobei ein Zentrum des lokalen Bereichs des Objekts der Ursprung des x, y-Koordinatensystems ist;
X, Y Koordinaten X, Y in einem X, Y-Koordinatensystem sind, das in Relation zur Drehbewegung des konischen Röntgenstrahlenbündels definiert ist, wobei das X, Y-Koordinatensystem den gleichen Ursprung hat wie der des x, y-Koordinaten­ systems und mit Bezug auf das feststehende x, y-Koordinatensystem in der glei­ chen Ebene gedreht ist;
θ ein Gradient des X, Y-Koordinatensystems in Relation zu dem x, y-Koordinaten- System ist;
X' eine Variable der Koordinate X ist, um Rückprojektionsdaten bezüglich eines Punktes (X, θ) in dem X, Y-Koordinatensystem zu erhalten;
rects und rectn Bestimmungsfunktionen des konischen Röntgenstrahlenbündels sind, die entsprechend den folgenden Werten definiert sind:
wenn |X| ≦ r, dann rects (X) = 1
wenn |X| < r, dann rects (X) = 0
wenn |X| ≦ r, dann rectn (X) = 0
wenn |X| < r, dann rectn (X) = 1
rects (X) + rectn (X) = 1;
wobei jede dieser Gleichungen anwendbar ist, wenn das konische Röntgenstrahlen­ bündel auf den lokalen Bereich des Objekts gerichtet wird;
f (x, y) eine zweidimensionale Verteilungsinformation des Röntgenabsorptionskoeffizienten ist, wenn das Röntgenstrahlenbündel auf das gesamte Objekt auftrifft;
fs (x, y) eine zweidimensionale Verteilungsinformation des Röntgenabsorptions­ koeffizienten in dem x, y-Koordinatensystem ist, wenn das Röntgenstrahlenbündel lokal nur auf den lokalen Bereich des Objekts gerichtet wird;
fn (x, y) eine zweidimensionale Verteilungsinformation des Röntgenabsorptions­ koeffizienten in dem x, y-Koordinatensystem ist, wenn das Röntgenstrahlenbündel lokal nur auf einen anderen als den lokalen Bereich des Objekts gerichtet wird;
p (X, θ) Gesamtprojektionsdaten in dem X, Y-Koordinatensystem darstellt;
q (X, θ) Gesamtrückprojektionsdaten des Objekts in dem X, Y-Koordinatensystem darstellt;
qs (X, θ) Rückprojektionsdaten in dem X, Y-Koordinatensystem darstellt, wenn das Röntgenstrahlenbündel lokal nur auf den lokalen Bereich des Objekts gerichtet wird;
qn (X, θ) Rückprojektionsdaten in dem X, Y-Koordinatensystem sind, wenn das Röntgenstrahlenbündel nur auf den anderen als den lokalen Bereich des Objekts gerichtet wird; und
das Symbol ∫ eine Integration bedeutet, die Buchstaben "s" und "n" in rects, rectn, qs, qn, fs und fn Suffixe sind und das Symbol . (nur wenn erforderlich benutzt) eine Multiplikation anzeigt.

3. Verfahren zur computergestützten Tomographie, bei dem Röntgenstrahlen lokal auf einen Teil eines Objekts gerichtet werden, indem ein Schwenkarm gedreht wird, der einen Röntgengenerator und einen zweidimensionalen Röntgenbildsensor trägt, die einander zugewendet sind, wobei sukzessive Röntgenprojektionsbilder eines Zahnbogens auf dem zweidimensionalen Röntgenbildsensor erzeugt werden, indem ein konisches Röntgenstrahlenbündel, das nur einen virtuellen lokalen Bereich überdeckt, von dem Röntgengenerator abgegeben wird, während der Schwenkarm Projektionsbedingungen entsprechend innerhalb eines Winkelberei­ ches gedreht wird und ein Rotationszentrum des Schwenkarms an einer Zentralpo­ sition eines solches virtuellen lokalen Bereiches festgehalten wird, der eine Umlaufbahn des konischen Röntgenstrahlenbündels enthält, die zur Erzielung eines Panoramabildes des Zahnbogens oder eines Teils des Objekts erforderlich ist, sowie
aus den sukzessive auf dem zweidimensionalen Bildsensor gebildeten Röntgenpro­ jektionsbildern des Zahnbogens nur von dem konischen Röntgenstrahlenbündel erzeugte Röntgenprojektions-Teilbilder entnommen werden und die so herausge­ griffenen Röntgenprojektions-Bilder dann rechnerisch verarbeitet werden, um eine dreidimensionale Röntgenabsorptionskoeffizienten-Verteilungsinformation bezüg­ lich des Zahnbogens als Bildinformation zu extrahieren und dadurch ein Panorama­ bild des Zahnbogens zu erzeugen.

4. Verfahren nach Anspruch 3, bei dem das Röntgenprojektions-Teilbild gebildet wird, indem ein konisches Röntgenstrahlenbündel benutzt wird, das in Drehrich­ tung des von dem Röntgengenerator erzeugten Strahlenbündels eine Breite von 2r hat, und eine zweidimensionale Verteilungsinformation fs (x, y) des Röntgenab­ sorptionskoeffizienten des Zahnbogens errechnet wird, indem die folgenden Glei­ chungen beim Extrahieren der dreidimensionalen Röntgenabsorptionskoeffizienten- Verteilungsinformation für den Zahnbogen als Bildinformation benutzt werden:
X = x cosθ + y sinθ, Y = - x sinθ + y cosθ
p (X, θ) = ∫ f (x, y) dY
wobei Integrationsbereich: [-∞, ∞]
q (X, θ) = (1/2) ∫ {rects (X') + rectn (X')} p (X', θ) h (X - X') dX'
wobei Integrationsbereich: [-∞, ∞]
= (1/2) ∫ rects (X') p (X', θ) h (X - X') dX' + (1/2) ∫ rectn (X') p (X', θ) h (X - X') dX'
wobei Integrationsbereich: [-∞, ∞]
= qs (X, θ) + qn (X, θ)
= qs (X, θ) ∵ qn (X, θ) ≒ 0
fs (x, y) = (1/(Ψ (x, y) - ϕ (x, y)) ∫ {qs (X, θ)} dθ
wobei Integrationsbereich [ϕ (x, y), Ψ (x, y)]
wobei
x, y die Koordinaten x, y in einem x, y-Koordinatensystem sind, das auf die Ebene eingestellt und dort festgehalten ist, die von einem horizontalen konischen Rönt­ genstrahlenbündel des Röntgengenerators überstrichen wird, wobei ein Zentrum eines lokalen Bereichs der Ursprung des x, y-Koordinatensystems ist;
X, Y Koordinaten X, Y in einem X, Y-Koordinatensystem sind, das in Relation zu der Drehbewegung des konischen Röntgenstrahlenbündels definiert ist, wobei das X, Y-Koordinatensystem den gleichen Ursprung hat wie der des x, y-Koordinaten- Systems und mit Bezug auf das feststehende x, y-Koordinatensystem in der gleichen Ebene gedreht ist;
θ ein Gradient des X, Y-Koordinatensystems in Relation zu dem x, y-Koordinaten- System ist;
ϕ (x, y) ein Bestrahlungswinkel ist, bei dem die Bestrahlung eines Punktes des Zahnbogens (x, y) mit einem konischen Röntgenstrahlenbündel beginnt, oder ein Wert des Winkels θ ist;
Ψ (x, y) ein Bestrahlungswinkel ist, bei dem die Bestrahlung des Punktes des Zahnbogens (x, y) mit dem konischen Röntgenstrahlenbündel endet, oder der Wert des Winkels θ ist;
X' eine Variable der Koordinate X ist, um Rückprojektionsdaten bezüglich eines Punktes (X, θ) in dem X, Y-Koordinatensystem zu erhalten;
rects und rectn Bestimmungsfunktionen des konischen Röntgenstrahlenbündels sind, die entsprechend den folgenden Werten definiert sind:
wenn |X| ≦ r, dann rects (X) = 1
wenn |X| < r, dann rects (X) = 0
wenn |X| ≦ r, dann rectn (X) = 0
wenn |X| < r, dann rectn (X) = 1
rects (X) + rectn (X) = 1;
wobei jede dieser Gleichungen anwendbar ist, wenn das konische Röntgenstrahlen­ bündel auf den virtuellen lokalen Bereich des Objekts gerichtet wird, um unter Verwendung des konischen Röntgenstrahlenbündels das extrahierte Röntgenpro­ jektionsbild zu gewinnen;
f (x, y) eine zweidimensionale Verteilungsinformation für den Röntgenabsorptions­ koeffizienten ist, wenn das Röntgenstrahlenbündel auf das gesamte Objekt gerich­ tet wird;
fs (x, y) eine zweidimensionale Verteilungsinformation für den Röntgenabsorpti­ onskoeffizienten in dem x, y-Koordinatensystem ist, wenn das Röntgenstrahlen­ bündel lokal nur auf den virtuellen lokalen Bereich des Objekts gerichtet wird;
fn (x, y) eine zweidimensionale Verteilungsinformation für den Röntgenabsorpti­ onskoeffizienten in dem x, y-Koordinatensystem ist, wenn das Röntgenstrahlen­ bündel lokal nur auf einen anderen als den virtuellen lokalen Bereich des Objekts gerichtet wird;
p (X, θ) Gesamtprojektionsdaten in dem X, Y-Koordinatensystem darstellt;
q (X, θ) Gesamtrückprojektionsdaten des Objekts in dem X, Y-Koordinatensystem darstellt;
qs (X, θ) Rückprojektionsdaten in dem X, Y-Koordinatensystem sind, wenn ein Röntgenstrahlenbündel lokal nur auf den virtuellen lokalen Bereich des Objekts gerichtet wird;
qn (X, θ) Rückprojektionsdaten in dem X, Y-Koordinatensystem sind, wenn das Röntgenstrahlenbündel nur auf andere als den virtuellen lokalen Bereich des Objekts gerichtet wird; und
das Symbol ∫ eine Integration anzeigt und die Buchstaben "s" und "n" in rects, rectn, qs, qn, fs und fn Suffixe sind.

5. Verfahren nach Anspruch 3, bei dem der Röntgengenerator so ausgelegt ist, daß aus dem von dem Röntgengenerator emittierten konischen Röntgenstrahlenbündel nur ein konisches Röntgenstrahlenteilbündel selektiv auf den virtuellen lokalen Bereich in Synchronismus mit der Drehbewegung des Schwenkarms während der Aufnahme gerichtet wird, um ein Röntgenprojektionsteilbild des Zahnbogens auf dem zweidimensionalen Röntgenbildsensor zu erzeugen.

6. Verfahren nach Anspruch 5, bei dem nur das konische Röntgenstrahlenteilbündel selektiv abgestrahlt wird, indem ein Schlitz in Röntgenabtastrichtung während der Aufnahme vor dem Röntgengenerator bewegt wird.

7. Vorrichtung für computergestützte Röntgentomographie mit:
einer Röntgenanordnung, die einen Schwenkarm (3) mit einem Röntgengenerator (1) und einem zweidimensionalen Röntgenbildsensor (2) aufweist, die einander zugewendet sind;
einer Röntgenstrahlbreiten-Begrenzeranordnung (B) zum Begrenzen der Breite eines von dem Röntgengenerator abgestrahlten konischen Röntgenstrahlenbündels mindestens in der Abtastrichtung;
einer Schwenkarm-Antriebs- und Steueranordnung (C) zum Drehen des Schwenk­ arms bei während der Projektion festgehaltenem Rotationszentrum (3a) des Schwenkarms, wobei diese Anordnung für ein Bewegen und Voreinstellen eines Rotationszentrums des Schwenkarms und/oder des zu untersuchenden Objekts vor dem Aufnahmevorgang ausgelegt ist; und
einer Bildverarbeitungseinheit (D) zum rechnerischen Verarbeiten von Röntgen­ projektionsdaten und zum Extrahieren einer Bildinformation in Form einer dreidi­ mensionalen Absorptionskoeffizienten-Verteilungsinformation des von dem Rönt­ genstrahlenbündel durchquerten Objekts,
wobei der Schwenkarm zur Bildung eines Röntgenprojektionsbildes auf dem zwei­ dimensionalen Bildsensor innerhalb eines von den Projektionsbedingungen abhän­ gigen Winkelbereichs drehbar ist und die Strahlbreite des von dem Röntgengene­ rator emittierten konischen Röntgenstrahlenbündels, das einen lokalen Bereich des Objekts oder einen Teil des Objekts erfaßt und in der Röntgenstrahlabtastrichtung breiter wird, steuerbar ist und die Bildverarbeitungseinheit derart ausgelegt ist, daß aufgrund rechnerischer Verarbeitung des so gebildeten Röntgenprojektionsbildes ein Schnitt- oder Teilbild des lokalen Bereichs des Objekts erzeugt wird.

8. Vorrichtung für computergesteuerte Röntgentomographie mit:
einer Röntgenanordnung, die einen Schwenkarm (3) mit einem Röntgengenerator (1) und einem zweidimensionalen Röntgenbildsensor (2) aufweist, die einander zugewendet sind;
einer Röntgenstrahlbreiten-Begrenzeranordnung (B) zum Begrenzen der Breite eines von dem Röntgengenerator abgestrahlten konischen Röntgenstrahlenbündels mindestens in Abtastrichtung;
einer Schwenkarm-Antriebs- und -Steueranordnung (C) zum Drehen des Schwenkarms; und
einer Bildverarbeitungseinheit (D) zum rechnerischen Verarbeiten von Röntgen­ projektionsdaten und zum Extrahieren einer Bildinformation in Form einer dreidi­ mensionalen Absorptionskoeffizienten-Verteilungsinformation eines von dem Röntgenstrahlenbündel durchquerten Objekts;
wobei ein konisches Röntgenstrahlenbündel, das nur einen virtuellen lokalen Bereich erfaßt, von dem Röntgengenerator zum sukzessiven Ausbilden eines Rönt­ genprojektionsbildes eines Zahnbogens auf dem zweidimensionalen Bildsensor emittiert wird, während der Schwenkarm innerhalb eines von den Projektionsbe­ dingungen abhängigen Winkelbereichs um ein Rotationszentrum gedreht wird, das an einem Zentrum des virtuellen lokalen Bereichs festgehalten ist, der eine Umlaufbahn des konischen Röntgenstrahlenbündels zur Gewinnung eines Panoramabildes des Zahnbogens oder eines Teils des Objekts enthält, aus dem auf dem zweidimen­ sionalen Bildsensor sukzessive gebildeten Röntgenprojektionsbild des Zahnbogens nur ein Röntgenprojektions-Teilbild entnommen wird und das Röntgenprojektions- Teilbild dann rechnerisch verarbeitet wird, um die dreidimensionale Absorptions­ koeffizienten-Verteilungsinformation des Zahnbogens als Bildinformation zu extra­ hieren und dadurch ein Panoramabild des Zahnbogens zu erzeugen.

9. Vorrichtung nach Anspruch 8, dadurch gekennzeichnet, daß der Röntgengenerator (1) mit einem Strahlungssteuerschlitz (8) versehen ist, der selektiv aus einer spezi­ fischen Breite des von dem Röntgengenerator abgegebenen Röntgenstrahlenbün­ dels nur ein konisches Röntgenstrahlen-Teilbündel in Synchronismus mit einer Drehbewegung des Schwenkarms (3) austreten läßt, wobei die Röntgenprojekti­ ons-Teilbilder des Zahnbogens auf dem zweidimensionalen Bildsensor durch Emit­ tieren des konischen Röntgenstrahlen-Teilbündels durch den Strahlungssteuer­ schlitz hindurch gebildet werden.

10. Vorrichtung nach Anspruch 8, dadurch gekennzeichnet, daß der Röntgengenerator (1) mit einem Strahlungssteuerschlitz (8) versehen ist, der selektiv aus einer spezi­ fischen Breite des von dem Röntgengenerator abgegebenen Röntgenstrahlenbün­ dels nur ein konisches Röntgenstrahlen-Teilbündel austreten läßt, indem der Schlitz vor dem Röntgengenerator in Röntgenstrahlabtastrichtung in Synchronismus mit einer Drehbewegung des Schwenkarms (3) während der Projektion vorbeibewegt wird, und wobei die Röntgenprojektions-Teilbilder des Zahnbogens auf dem zwei­ dimensionalen Bildsensor durch Emittieren des konischen Röntgenstrahlen-Teil­ bündels durch den Strahlungssteuerschlitz hindurch gebildet werden.

11. Vorrichtung für computergestützte Röntgentomographie mit:
einer Röntgenanordnung, die einen Schwenkarm (3) mit einem Röntgengenerator (1) und einem zweidimensionalen Röntgenbildsensor (2) aufweist, die einander zugewendet sind;
einer Röntgenstrahlenbreiten-Begrenzeranordnung (B) zum Begrenzen der Breite eines von dem Röntgengenerator abgestrahlten konischen Röntgenstrahlenbündels mindestens in Abtastrichtung;
einer Schwenkarm-Antriebs- und -Steueranordnung (C) zum Drehen des Schwenkarms bei während der Projektion festgehaltenem Rotationszentrum (3a) des Schwenkarms, wobei diese Anordnung für ein Bewegen und Voreinstellen eines Rotationszentrum des Schwenkarms und/oder des zu untersuchenden Objekts vor dem Aufnahmevorgang ausgelegt ist; und
einer Bildverarbeitungseinheit (D) zum rechnerischen Verarbeiten von Röntgen­ projektionsdaten und zum Extrahieren einer Bildinformation in Form einer dreidi­ mensionalen Absorptionskoeffizienten-Verteilungsinformation des von dem Rönt­ genstrahlenbündel durchquerten Objekts; wobei der Röntgengenerator ferner mit einem Wählschalter (9a, 9b) zum selektiven Einstellen eines computergestützten Lokaltomographie-Modus, bei dem ein Schnitt- oder Teilbild des lokalen Bereichs entsprechend Anspruch 7 erzeugt wird, oder eines Panorama-Tomographie-Modus, bei dem ein Panoramabild des Zahnbo­ gens entsprechend Anspruch 8 erzeugt wird, versehen ist.

12. Vorrichtung für computergestützte Röntgentomographie mit:
einer Röntgenanordnung, die einen Schwenkarm (3) mit einem Röntgengenerator (1) und einem zweidimensionalen Röntgenbildsensor (2) aufweist, die einander zugewendet sind;
einer Röntgenstrahlbreiten-Begrenzeranordnung (B) zum Begrenzen der Breite eines von dem Röntgengenerator abgestrahlten konischen Röntgenstrahlenbündels mindestens in Abtastrichtung; einer Schwenkarm-Antriebs- und -Steueranordnung (C) zum Drehen des Schwenkarms bei während der Projektion festgehaltenem Projektionszentrum (3a) des Schwenkarms, wobei diese Anordnung für ein Bewegen und Voreinstellen des Rotationszentrums des Schwenkarms und/oder eines zu untersuchenden Objekts vor dem Aufnahmevorgang ausgelegt ist; und
einer Bildverarbeitungseinheit (D) zum rechnerischen Verarbeiten von Röntgen­ projektionsdaten und zum Extrahieren einer Bildinformation in Form einer dreidi­ mensionalen Absorptionskoeffizienten-Verteilungsinformation des von dem Rönt­ genstrahlenbündel durchquerten Objekts;
wobei der Röntgengenerator mit einem Strahlungssteuerschlitz (8) versehen ist, der von einer spezifischen Breite des von dem Röntgengenerator abgegebenen Rönt­ genstrahlenbündels nur ein konisches Röntgenstrahlen-Teilbündel während der Aufnahme durch den Schlitz austreten läßt, indem der Schlitz vor dem Röntgenge­ nerator in Röntgenstrahlabtastrichtung in Synchronismus mit einer Drehbewegung des Schwenkarms verstellt wird, und wobei die Vorrichtung ferner mit einem Wählschalter (9a, 9b) zum selektiven Einstellen eines computergestützten Lokal- Tomographie-Modus, bei dem ein Schnitt- oder Teilbild des lokalen Bereichs entsprechend Anspruch 7 erzeugt wird, oder eines Panorama-Tomographie- Modus, bei dem ein Panoramabild des Zahnbogens entsprechend Anspruch 9 oder 10 erzeugt wird, versehen ist.

13. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 7 bis 10, dadurch gekennzeichnet, daß der Röntgengenerator (1) das konische Röntgenstrahlenbündel auf den zweidimensio­ nalen Röntgenbildsensor (2) in horizontaler Richtung abstrahlt und die Drehachse des Schwenkarms (3) in vertikaler Richtung verläuft.

14. Vorrichtung nach einem Ansprüche 7 bis 10, dadurch gekennzeichnet, daß der zweidimensionale Röntgenbildsensor (2) eine Erfassungsfläche mit einer Länge und einer Breite von jeweils nicht mehr als 30 cm hat und mindestens 30 Röntgenpro­ jektionsdatensätze oder -teilbilddatensätze erfassen kann.

15. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 7 bis 10, dadurch gekennzeichnet, daß die Vorrichtung mit einem Hauptgestell (10) zum drehbaren Abstützen des Schwenk­ arms (3) versehen ist und das Hauptgestell eine Arm-Vertikalpositions-Einstell­ anordnung zum Justieren und Einstellen des Schwenkarms in vertikaler Richtung aufweist.

16. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 7 bis 10, dadurch gekennzeichnet, daß die Vorrichtung mit einer Objekthalte-Anordnung (4) zum Halten eines Objekts verse­ hen ist und die Objekthalte-Anordnung eine Objekt-Horizontalpositions-Einstell­ anordnung zum Justieren und Einstellen des Objekts in horizontaler Richtung aufweist.

17. Vorrichtung nach Anspruch 16, dadurch gekennzeichnet, daß die Objekthalte- Anordnung (4) mit einer Objekt-Vertikalpositions-Einstellanordnung zum Justieren und Einstellen des Objekts in vertikaler Richtung versehen ist.

18. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 7 bis 10, dadurch gekennzeichnet, daß die Vorrichtung mit einer Lichtstrahlgeber-Anordnung (6, 6a, 6c) zum Emittieren von Lichtstrahlen (6b, 6d) für die Anzeige des Rotationszentrums (3a) des Schwenk­ arms (3) und einer Strahlachse des konischen Röntgenstrahlenbündels versehen ist.

19. Vorrichtung nach Anspruch 18, dadurch gekennzeichnet, daß die Objekthalte- Anordnung (4) derart aufgebaut ist, daß zum Einstellen eines Objektes auf der Halteanordnung ein für das zu untersuchende Objekt vorgefertigtes Artikulations­ modell (M) verstellbar angebracht werden kann und die Einstellung des Rotations­ zentrums (3a) des Schwenkarms (3) auf das Zentrum des lokalen Bereichs des von dem Artikulationsmodell für eine computergestützte Röntgentomographie definierten Objekts durch Verstellen des Artikulationsmodells in die von den Licht­ strahlen des Lichtstrahlgebers (6, 6a, 6c) angezeigte Position auf der Objekthalte- Anordnung unter Verwendung der Objekt-Horizontalpositions-Einstellanordnung oder der Objekt-Vertikalpositions-Einstellanordnung erfolgt.

20. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 8 bis 10, dadurch gekennzeichnet, daß die Objekthalte-Anordnung (4) derart aufgebaut ist, daß zum Einstellen eines Objekts auf der Halteanordnung ein für das zu untersuchende Objekt vorgefertigtes Arti­ kulationsmodell (M) verstellbar angebracht werden kann und die Einstellung des Rotationszentrums (3a) des Schwenkarms (3) auf das Zentrum des von dem Arti­ kulationsmodell definierten virtuellen lokalen Bereichs für eine computergestützte Panorama-Röntgentomographie durch Verstellen des Artikulationsmodells in die von den Lichtstrahlen des Lichtstrahlgebers (6, 6b, 6d) angezeigte Position auf der Objekthalte-Anordnung unter Verwendung der Objekt-Horizontalpositions- Einstellanordnung oder der Objekt-Vertikalpositions-Einstellanordnung erfolgt.

21. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 7 bis 10, dadurch gekennzeichnet, daß die Schwenkarm-Antriebs- und -Steueranordnung (C) einen im Rotationszentrum (3a) des Schwenkarms (3) sitzenden Direktantriebs-Rotationssteuermotor aufweist.

22. Vorrichtung nach Anspruch 21, dadurch gekennzeichnet, daß der Schwenkarm (3) im Bereich seines Rotationszentrums einen Hohlraum aufweist.

23. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 7 bis 10, dadurch gekennzeichnet, daß der zweidimensionale Röntgenbildsensor (2) eine TFT-, MOS-, CCD-, XII- oder XICCD-Anordnung ist.

24. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 7 bis 10, dadurch gekennzeichnet, daß der Schwenkarm (3) derart ausgelegt ist, daß er sich in eine vorbestimmte Bereit­ schaftsposition bewegt, in welcher er dem herein- oder herauskommenden Objekt nicht im Wege steht, wenn das Objekt zum Starten eingestellt oder eine computer­ gestützte Röntgentomographie beendet wird.