DE4420830C2 - Positionsanzeigendes medizinisches Gerät - Google Patents

Description

Die Erfindung betrifft ein positionsanzeigendes medizinisches Gerät, das insbe­ sondere bei Röntgengeräten zur Verwendung in der Zahntechnik eingesetzt wird, um Bilder des Mundraums aufzunehmen. Eine Lichtquelle-Steuerschaltung dient dazu, eine Lichtquelle für eine vorgegebene Zeitspanne zum Leuchten zu bringen; sie kann bei einem medizinischen Röntgengerät und einer Bestrah­ lungsröhre vorhanden sein. Das erfindungsgemäße positionsanzeigende medizi­ nische Gerät dient zum Anzeigen der Bestrahlungsposition unsichtbarer elektromagnetischer Wellen wie von Röntgenstrahlung, Infrarotstrahlung und Ultravio­ lettstrahlung, wie sie auf medizinischem Gebiet verwendet werden.

Ein Dental-Röntgengerät für Bilderstellung im Mundraum ist die einzige entsprechende Vorrichtung, die per Gesetz Rönt­ genstrahlen auf einen Radiographiefilm abstrahlen darf, der in den Mundraum eingesetzt werden darf. Bei einer gewöhnli­ chen Filmgröße von 30 × 40 mm² (Größe der Filmdiagonale: 50 mm) darf bei verschiedenen Standardbestrahlungen die Größe der Filmdiagonale im Endbereich einer Bestrahlungs­ röhre bei Oralradiographie überschritten werden. Jedoch ist eine solche Bestrahlung bei anderen Radiographleanwendungen nicht zulässig.

Dies, weil bei einem Dental-Röntgengerät für Oralradiogra­ phie anders als bei anderen Radiographiegeräten das Gerät und der Film nicht immer mit einer speziellen Abmessung ver­ wendet werden, sondern sich der Winkel und der Abstand mit der gewünschten Radiographieposition ändern; da darüber hinaus der Film in den Mund eines Patienten eingesetzt wird, kann die Filmposition vom Radiologen nicht direkt beobachtet werden. Auch paßt der Strahlungskonus der Röntgenstrahlung, d. h. das Bestrahlungsfeld, nicht in den Film, und dadurch wird oft ein Radiographiefehler hervorgerufen, der als "Ko­ nusschnitt" bezeichnet wird. Wenn ein Konusschnitt auftritt, ist es erforderlich, erneut ein Röntgenbild aufzunehmen, was zu einer erhöhten Bestrahlungsdosis für den Patienten führt. Um diese Gefahr zu verringern, ist es ratsam, einen Röntgen­ strahl in einen Bereich abzustrahlen, der größer als die Filmgröße ist. So kann bei einem Dental-Röntgengerät für Oralradiographie selbst dann, wenn der Belichtungsbereich leicht größer als die Filmgröße festgelegt wird, die Gesamt­ bestrahlungsdosis für den Patienten im Vergleich zum Fall mit mehreren Röntgenbelichtungen verringert werden.

Jedoch ist es auch bei einem solchen Dental-Röntgengerät, das Röntgenstrahlung in einen Bereich abstrahlen darf, der größer als die Filmgröße ist, erwünscht, daß die Anzahl von Belichtungen verringert wird und auch die Belichtungsdosis und die Belichtungsfläche verringert werden, und zwar vom Gesichtspunkt einer Verringerung der Belichtungsdosis für den Patienten her gesehen. Zu diesem Zweck ist es erforder­ lich, die Positionierfähigkeit und Positionierreproduzier­ barkeit des Röntgengeräts zu verbessern. Wie hier verwendet, bedeutet "Positionierreproduzierbarkeit" nicht nur die Posi­ tionierreproduzierbarkeit des Röntgenbestrahlungsfeldes, sondern auch die Positionierreproduzierbarkeit des Bestrah­ lungswinkels. Diese Reproduzierbarkeit ist für vergleichende Beobachtungen vor und nach einer Operation oder einer Be­ handlung des Patienten erforderlich. Beim Stand der Technik beinhaltet ein Dental-Röntgengerät Stufenanzeigen, so daß der Bestrahlungswinkel des Geräts vom Radiologen bestimmt werden kann. Dies verbessert die Reproduzierbarkeit jedoch nicht ausreichend. Um die Reproduzierbarkeit zu verbessern, wurden Versuche unternommen, die Position mit sichtbarem Licht zu ermitteln.

Eine typische Vorgehensweise aus dem Stand der Technik ist in der Veröffentlichung (Kokai) Nr. JP-U-55-51280 (1980) zu einer japanischen Gebrauchsmusteranmeldung offenbart. Bei diesem Stand der Technik ist ein optisches System für sicht­ bares Licht, das an der Röntgenbestrahlungsposition einer Person einen Fleck sichtbaren Lichts erzeugt, so aufgebaut, daß es zwischen einer Position, die koaxial mit der Röntgen­ bestrahlungsachse einer Bestrahlungsröhre liegt, sowie einer zurückgezogenen Position außerhalb des Bestrahlungsbereichs frei vor- und zurückgefahren werden kann.

Da jedoch das optische System für sichtbares Licht mecha­ nisch verstellt wird, kann sich die Position des Flecks sichtbaren Lichts jedesmal wegen Abmessungsfehlern oder Zu­ sammenbaufehlern des Verstell- und Stoppmechanismus ändern. Es ist daher zu erwarten, daß die Reproduzierbarkeit schlecht ist. Auch beim Beobachten des Flecks sichtbaren Lichts ist es schwierig, die Position und Richtung des Rönt­ genbestrahlungsfelds punktgenau zu bestimmen.

Ferner ist es beim Positionieren mit einem Lichtfleck erfor­ derlich, das optische System für sichbares Licht mechanisch in die zurückgefahrene Position zurückzustellen, und daher kann sich die einmal eingestellt Position bei dem Zurück­ fahrvorgang verändern.

Bei diesem Stand der Technik ist die Fokussierposition des Lichtflecks, d. h. die Position, in der der Durchmesser des Lichtflecks minimal ist, ein bestimmter Punkt in Richtung der optischen Achse, und der Durchmesser des Lichtflecks ist vor und hinter dem Brennpunkt größer als in demselben. Wenn der Lichtfleck unter einem relativ flachen Winkel auf die Person gestrahlt wird, d. h., wenn der Lichtfleck schräg und nicht von vorne her auf die Person gestrahlt wird, ist der emittierte Lichtfleck elliptisch, oder er kann durch den Körper der Person wie die Gesichtsform oder Hautunebenheiten verzerrt sein. Dann ist es schwierig, die optische Achse genau zu bestimmen, d. h. die Achse der Röntgenstrahlung.

Ein anderer Stand der Technik ist aus der Veröffentlichung (Kokai) Nr. JP-U 55-166213 (1980) zu einer japanischen Ge­ brauchsmusteranmeldung bekannt. Diese Literaturstelle offen­ bart einen optisch leitenden Körper in Rohrform, der nähe­ rungsweise die Form des Strahlungskonus von Röntgenstrahlen hat. Er ist so ausgelegt, daß er Licht auf solche Weise emittiert, daß der Umriß des Röntgenbestrahlungsfeldes mit sichtbarem Licht bezeichnet wird. Jedoch ist die Umrißform des Sichtbarmachungsstrahls die Form eines Rings, weswegen es schwierig ist, die Mitte des Röntgenbestrahlungsfeldes genau zu bestimmen.

Ein weiterer Stand der Technik ist in der Veröffentlichung (Kokai) Nr. JP-U 58-1405 (1983) zu einer japanischen Ge­ brauchsmusteranmeldung offenbart. Gemäß diesem Stand der Technik werden Lichtflecke auf einen bestimmten Punkt auf der Achse von Röntgenstrahlung von drei Positionen her emit­ tiert, die mit Abständen in Umfangsrichtung der Bestrah­ lungsröhre angeordnet sind. Bei diesem Stand der Technik er­ scheinen mehrere bestrahlende Lichtflecke vor und hinter dem Brennpunkt auf der Achse des Röntgenstrahls. Daher ist es auch bei diesem Stand der Technik schwierig, die Mitte des Bestrahlungsfeldes zu erkennen.

Bei einer herkömmlichen Röntgenbestrahlungsröhre muß zum Er­ hellen einer Lichtquelle zum Erzeugen eines Erkennungs­ strahls ein Spannungsschalter betätigt werden, der an der Bestrahlungsröhre oder am Röntgengerät vorhanden ist. Zu Spannungsschaltern gehören folgende Typen: 1) ein automati­ scher Taster, der einen Kontakt schließt, wenn er betätigt wird, und den Kontakt öffnet, wenn er losgelassen wird; und 2) ein Umschalter, der durch einen Verriegelungsmechanismus mit einem Riegel oder dergleichen den Kontakt geschlossen oder offen hält. Wenn der automatische Taster (1) als Span­ nungsschalter verwendet wird, muß die Bestrahlungsröhre po­ sitioniert werden, während die Taste betätigt wird, welcher Vorgang kompliziert ist, weswegen die Bedienbarkeit schlecht ist. Beim Umschalter (2) kann der Positioniervorgang dann, wenn der Schalter einmal eingeschaltet ist, ausgeführt wer­ den, ohne daß eine weitere Betätigung erforderlich ist. Wenn jedoch der Schalter nach der Positionierung ausgeschaltet wird, kann eine Zusatzkraft so stark sein, daß sich die Position verändert. Wenn vergessen wird, den Schalter auszuschalten, kann Ener­ gie vergeudet werden.

Aus der DE-AS 10 09 763 ist ein Lichtvisier zur Einstellung von Strahlungsfel­ dern bekannt. Bei dem beschriebenen Visier sind am Umfang eines Röhrenkör­ pers zwei Lichtquellen angeordnet, deren Lichtstrahlen jeweils von einer Seite in einen pyramidenstumpfförmigen Spiegel geführt werden. Die von den Spiegeln reflektierten Lichtstrahlen erzeugen ein etwa quadratisches Lichtfeld, das von ei­ nem im Strahlengang der Strahlenquelle befindlichen Spiegel auf das zu be­ strahlende Objekt reflektiert wird.

Aus der DE 31 12 865 ist eine Lichtstrahlerzeugungsvorrichtung bekannt, mit der Lichtstrahlen in Form von Ebenen erzeugt und auf einen Gegenstand beauf­ schlagt werden können, um diesen bezüglich der Lichtquelle auszurichten. Die Vorrichtung weist einen Röhrenkörper mit einem hohlen Teil zum Durchlassen einer unsichtbaren elektromagnetischen Welle sowie mehrere optische Einrich­ tungen für sichtbares Licht auf, die jeweils sichtbares Licht in Form einer Ebene erzeugen, die die durch die Ausbreitungsrichtung der unsichtbaren elektroma­ gnetischen Welle definierte Achse beinhaltet. Die Lichtstrahlerzeugungsvorrich­ tung wird in Verbindung mit einer tomographischen Bildvorrichtung eingesetzt, mit der Bilder von Schnittebenen des Gegenstands erzeugt werden und bei der hinsichtlich der elektromagnetischen Wellen kein Strahlungskonus existiert.

Die GB 2 212 040 A offenbart eine Lichtzielvorrichtung für medizinische oder dentale Röntgengeräte, von der Laserstrahlen ausgestrahlt werden, um den Strahlengang der Röntgenstrahlung kenntlich zu machen. Die Lichtzielvorrich­ tung ist senkrecht zur Strahlrichtung der Röntgenstrahlung angeordnet, wobei der Laserstrahl durch einen im Strahlengang der Röntgenstrahlung angeordne­ ten Spiegel in ein Zentrum der Röntgenstrahlung koaxial zu derselben umge­ lenkt wird. Alternativ ist die Lichtzielvorrichtung parallel zur Strahlrichtung der Röntgenstrahlung angeordnet, wobei durch einzelne Laserstrahlen lediglich der Umfang der Röntgenstrahlung kenntlich gemacht wird.

Damit eine Röntgenbestrahlungsröhre an einem beliebigen Röntgengerät ange­ setzt und von diesem abgenommen werden kann, muß eine Batterie oder andere Spannungsversorgungseinheit in die Bestrahlungsröhre selbst eingebaut sein. Im Röntgengerät muß eine Lichtquelle-Startschaltung vom Energiespartyp vor­ handen sein, um die Anzahl von Belichtungen durch den Visierstrahl zu erhö­ hen. In diesem Fall ändert sich, wenn die Ausgangsspannung allmählich wegen der Entladungseigenschaften der Batterie abnimmt, die Belichtungsmenge durch die Lichtquelle, und es ändert sich die Beleuchtung durch den Visierstrahl. So ist die Einstellbarkeit beeinträchtigt. Um eine Röntgenbestrahlungsröhre ohne lästigen Mechanismus austauschen zu können, ist eine kleine und leichte Rönt­ genbestahlungsröhre erfoderlich.

Die Aufgabe der Erfindung ist es, ein positionsanzeigendes medizinisches Gerät zu schaffen, das dazu in der Lage ist, die Mitte des Bestrahlungsfeldes beim Po­ sitionieren unsichtbarer elektromagnetischer Wellen wie Röntgenstrahlung, In­ frarotstrahlung und Ultraviolettstrahlung genau zu positionieren.

Ein erfindungsgemäßes positionsanzeigendes medizinisches Gerät ist durch die Lehre des unabhängigen Anspruchs 1 gegeben. Weiterbildungen und vorteilhafte Ausgestaltungen sind durch die Lehren der abhängigen Ansprüche 2 bis 7 gege­ ben.

Erfindungsgemäß sind mehrere optische Einrichtungen für sichtbares Licht an einer Bestrahlungsröhre außerhalb eines Röntgenstrahlungskonus angeordnet, vorzugsweise mit Abständen entlang des Umfangs der Röhre. Diese optische Ein­ richtung für sichtbares Licht erzeugt Strahlen sichtbaren Lichts in einer Ebene, die die Röntgenstrahlachse enthält. Daher bilden die Strahlen sichtbaren Lichts in einer Ebene von den mehreren optischen Einrichtungen für sichtbares Licht lineare Schnitte auf der Röntgenstrahlachse. Das optische Muster, das auf eine zu bestrahlende Ebene gestrahlt wird, hat z. B. Kreuzform. Unabhängig vom Ab­ stand zur Oberfläche eines zu belichtenden Objekts in axialer Röntgenstrahl­ richtung wird der Schnitt des sichtbaren Lichts auf der Oberfläche des belichte­ ten Objekts genau dargestellt. Dies ist der Fall unabhängig vom Röntgenbestrah­ lungswinkel zum Belichtungsobjekt, auch wenn das Objekt Unebenheiten auf­ weist. Wenn z. B. der Schnittpunkt mit dem sichtbaren Licht nicht auf der Haut liegt, kann der Schnittpunkt leicht dadurch bestimmt werden, daß der Sektor­ strahl sichtbaren Lichts um die Röntgenstrahlachse gedreht wird.

Demgemäß kann erfindungsgemäß die Röntgenstrahlachse immer mit guter Er­ kennbarkeit sichtbar gemacht werden, unabhängig von der Positionierentfer­ nung und dem Positionierwinkel. Infolgedessen kann das Positioniervermögen drastisch erhöht werden. Auch verhindert die Erfindung Positionierfehler bei Radiographie, wie sie von einem Konusschnitt hervorgerufen werden, bei dem es sich um eine Abweichung eines Films oder eines Röntgenstrahlungssensors vom Beleuchtungsfeld handelt, hervorgerufen durch eine Verschiebung des Strahlungskonus der Röntgenstrahlen. Dies verringert die Gefahr, daß ein neues Röntgenbild aufgenommen werden muß, und darüber hinaus kann die Positioniergenauigkeit verbessert werden. Der Be­ strahlungskonus der Röntgenstrahlung kann eingeengt werden, und die Belichtungsdosis für einen Patienten kann verringert werden, und zwar insbesondere durch Verringern des Bestrah­ lungsfelds.

Bei der Erfindung wird das Ein/Aus-Schalten jeder optischen Einrichtung für sichtbares Licht durch einen ebenen Schalter ausgeführt. Dieser ebene Schalter ist in einem großen Be­ reich am Außenumfang der Bestrahlungsröhre und/oder der Röntgenstrahlung-Erzeugungseinheit ausgebildet, und zwar in einem Teil, an den der Radiologe normalerweise greift. Der flache Schalter kann leicht dann betätigt werden, wenn der Radiologe die Bestrahlungsröhre und die Röntgenstrahlung- Erzeugungseinheit betätigt, wenn er sie beim Positionieren in der Hand hält. Demgemäß kann der Radiologe arbeiten, ohne daß er die Betätigungen zum Einschalten und Ausschalten des sichtbaren Lichts berücksichtigen muß.

Die optische Einrichtung für sichtbares Licht kann leicht ein- und ausgeschaltet werden. Abhängig von der Radiogra­ phieposition überkreuzt ein fächerförmiger Strahl sichtbaren Lichts das Auge des Patienten. In diesem Fall kann der Ra­ diologe die optische Einrichtung für sichtbares Licht beim Positionieren nur für die minimal erforderliche Zeitspanne einschalten, und er kann sie abschalten, sobald die Positio­ nierung für die Radiographie abgeschlossen ist. So kann ein Schmerz des Patienten aufgrund eines Blendens gelindert wer­ den. Insbesondere dann, wenn der Patient überempfindlich auf Licht reagiert, bewegt der Patient den Körper, wenn während der Radiographie sichtbares Licht in seine Augen eintritt. Infolgedessen kann sich die einmal festgelegte Positionie­ rung verschieben, und es ist wahrscheinlich, daß das erzeug­ te Bild verschmiert wird. Diese Schwierigkeit wird durch die Erfindung überwunden.

Bei der Erfindung ist die Röntgenstrahlung-Erzeugungseinheit an einem Arm so angebracht, daß sie winkelmäßig um eine Drehachse wie die horizontale Achse verstellt werden kann. Der flache Schalter ist an einer Seite oder an beiden in Achsenrichtung der Röntgenstrahlen um die Drehachse angeord­ net. Wenn ein Positionieren durch winkelmäßiges Verstellen um die Drehachse der Röntgenstrahlung-Erzeugungseinheit er­ folgt, kann der Radiologe das Ein/Aus-Schalten der optischen Einrichtung für sichtbares Licht leicht dadurch bewirken, daß er an die Röntgenstrahlung-Erzeugungseinheit oder die Bestrahlungsröhre greift. Demgemäß ist die Bedienbarkeit verbessert.

Die Drehachse kann eine solche sein, die die axiale Röntgen­ strahlrichtung schneidet, z. B. die Horizontalachse.

Erfindungsgemäß besteht zumindest das Vorderende der Be­ strahlungsröhre aus einem lichtdurchlässigen Material. Wenn das Vorderende so dicht wie möglich an der Belichtungsseite des Patienten liegt, kann der Schnittpunkt des optischen Musters, der die Achse des Röntgenstrahlenkonus anzeigt, z. B. ein kreuzförmiges optisches Bild, genau betrachtet werden, was es ermöglicht, den Belichtungsbereich zu begren­ zen und genauer zu positionieren. Im Fall eines lichtab­ schirmenden Vorderendes kann dagegen selbst dann, wenn das Muster sichtbaren Lichts, das die Achse des Röntgenstrahlungskonus anzeigt, abgestrahlt wird, dieses Muster nur un­ ter einem sehr flachen Winkel an der Belichtungsseite be­ trachtet werden, wenn das Vorderende der Spitze dicht an die Belichtungsstelle am Patienten gebracht wird. In diesem Fall ist es sehr schwierig, das optische Kreuzmuster zu erkennen, d. h. den Punkt, der die Mitte des Röntgenstrahlungskonus anzeigt. Um die Mitte des Röntgenstrahlungskonus durch das Muster sichtbaren Lichts bei einem flachen Winkel zwischen der Beobachtungsrichtung und der Achse des Röntgenstrah­ lungskonus, d. h. ausgehend von einer Position nahe der Achse, zu erkennen, ist es erforderlich, den Abstand zwi­ schen dem Vorderende der Spitze und der Belichtungsfläche am Patienten zu erhöhen. Dabei weitet sich die Röntgenstrahlung ausgehend vom Fokus der Röntgenstrahlungsröhre konisch auf, und der Belichtungsbereich für den Patienten wird größer. Dies führt zu einer verringerten Röntgendosis in der Rönt­ genempfangsebene wie der Ebene eines Films oder eines Rönt­ genstrahlendetektors, was es erforderlich macht, die Belich­ tungszeit zu verlängern. Damit steigt die Gesamtbelichtungs­ dosis für den Patienten an. Bei der Erfindung kann diese Schwierigkeit dadurch überwunden werden, daß eine Bestrah­ lungsröhre verwendet wird, bei der zumindest die Spitze aus lichtdurchlässigem Material besteht.

Darüber hinaus ist bei der Erfindung die Spitze der Bestrah­ lungsröhre abnehmbar, und die Spitze kann für jeden Patien­ ten ausgetauscht werden, so daß eine Infektionsgefahr durch z. B. Viren innerhalb eines Krankenhauses verhindert werden kann. Die Spitze kann entweder aus einem wiederholt sterili­ sierbaren Material oder aus einem Wegwerfmaterial bestehen.

Bei der Erfindung ist eine Röntgenstrahlen schwächende Mem­ bran im abnehmbaren Vorderende vorhanden, die aus einem Ma­ terial besteht, das Röntgenstrahlen abschirmen oder schwä­ chen kann, wie Blei oder Antimon. Demgemäß kann die Belichtungsdosis für den Patienten verringert werden. Wenn die Röntgenstrahlenmembran ausgetauscht wird, kann die Belich­ tungsdosis weiter verringert werden, da die Röntgenstrahlung abhängig von der Größe des verwendeten Films in einem mini­ malen Bestrahlungsfeld abgestrahlt werden kann.

Ferner ist die Bestrahlungsröhre bei der Erfindung in der Röntgenstrahlung-Erzeugungseinheit so untergebracht, daß sie um die Achse winkelmäßig verstellt werden kann. Das schnei­ dende Muster sichtbaren Lichts eines ebenen Sektorstrahls, das die Achse des Röntgenstrahlungskonus, d. h. die Mitte des Bestrahlungsfelds anzeigt, kann winkelmäßig verstellt werden, während der Zustand aufrechterhalten wird, bei dem der Schnittpunkt des sichtbaren Lichts mit der Achse des Röntgenstrahlungskonus zusammenfällt, abhängig von der Win­ kelverstellung der Bestrahlungsröhre. Bei tatsächlichem Klinikbetrieb kann der Radiologe das durch den flachen Sek­ torstrahl sichtbaren Lichts gebildete lineare optische Mu­ ster mit einer radiographischen Bezugslinie zur Übereinstim­ mung bringen, die für die Radiographieposition am besten ge­ eignet ist. Die Bildreproduzierbarkeit kann so hervorragend verbessert werden. Die radiographische Bezugslinie ist z. B. eine Zahnachse oder die Ebene der Schlußbißstellung, die beide anatomisch bedeutsam sind, oder eine Linie, die zwei beliebige Punkte auf dem Gesicht verbindet, wie sie vom Radiologen festgelegt werden, um bei einer späteren Radio­ graphie Reproduzierbarkeit zu erzielen, oder die horizontale Auge-Ohr-Linie oder die Nase-Ohr-Verbindung. Wenn der Pa­ tient auf Licht überempfindlich reagiert, kann das Muster sichtbaren Lichts durch eine Winkelverstellung der Bestrah­ lungsröhre gegen die Augen des Patienten versetzt werden, so daß der vom Patienten erlittene Schmerz verringert werden kann.

Bei der Erfindung ist eine Batterie zum Zuführen elektrischer Energie zur optischen Einrichtung für sichtbares Licht in die Bestrahlungsröhre eingebaut, und die Bestrahlungs­ röhre ist von der Röntgenstrahlung-Erzeugungseinheit abnehm­ bar. Diese Bestrahlungsröhre kann bei einem vorhandenen Röntgengerät verwendet werden, das bereits in einem Kranken­ haus installiert ist. Ferner kann die Bestrahlungsröhre leicht repariert oder ersetzt werden.

Erfindungsgemäß besteht der Röhrenkörper der Bestrahlungs­ röhre aus einem Hauptteilende und einem Vorderende, das vom Hauptteilende abnehmbar ist. Ein Stützteil, das zur Objekt­ seite hin vorspringt, ist am Hauptteilende befestigt, und das Vorderende kann im Endabschnitt des Hauptteilendes über dieses Stützteil befestigt werden. Die nach vorne vom End­ abschnitt des Hauptteilendes vorspringende Länge des Stütz­ teils ist auf einen solchen Wert gewählt, daß der zulässige Quelle-Haut-Abstand zwischen dem Röntgenröhrenbrennpunkt und der Bestrahlungsfläche am Objekt gewährleistet ist. Daher wird selbst dann, wenn Röntgenstrahlen abgestrahlt werden, ohne daß das Vorderende auf das Hauptteilende aufgesetzt wurde, zumindest der zulässige Quelle-Haut-Abstand eingehal­ ten. Was diesen Abstand betrifft, ist der Minimalwert des Hautabstands gegen den Röntgenröhrenbrennpunkt, wie für eine bestimme Ausgangsspannung eines Röntgengeräts zulässig, in verschiedenen Röntgennormen festgelegt, wie in "IEC Publica­ tion 407 Radioation Protection in Medical X-Ray Equipment 10 kV to 400 kV". Röntgenbestrahlung mit einem kürzeren Ab­ stand, als es diesem vorgegebenem Wert entspricht, ist nicht zulässig. Bei der Erfindung kann diese Gefahr vermieden wer­ den.

Bei der Erfindung weist ein medizinisches Röntgengerät einen Röhrenkörper mit einem hohlen Teil auf, durch den unsicht­ bare elektromagnetische Wellen wie Röntgenstrahlung, Ultra­ violettstrahlung, Infrarotstrahlung und Laserlicht hindurchlaufen können, und es sind mehrere optische Einrichtungen für sichtbares Licht vorhanden, die den hohlen Teil mit Ab­ ständen in Umfangsrichtung des Röhrenkörpers umgeben. Jede optische Einrichtung für sichtbares Licht erzeugt sichtbares Licht in Form einer Ebene, die die Achse der durch den hoh­ len Teil laufenden unsichtbaren elektromagnetischen Strah­ lung enthält. Dieses sichtbare Licht in Form einer Ebene erlaubt es, daß die Bestrahlungsposition der unsichtbaren elektromagnetischen Welle in der Bestrahlungsebene erkannt werden kann. Daher kann bei einer Behandlung mit unsichtba­ rem Laserlicht oder unsichtbarer Strahlung die Bestrahlung genau auf den Zielort am Körper eines zu behandelnden Pa­ tienten fokussiert werden.

Bei der Erfindung weist jede optische Einrichtung für sicht­ bares Licht eine Lichtquelle und eine Linse zum Fokussieren des sichtbaren Lichts von der Lichtquelle in Form einer Ebene auf. Bei diesem Aufbau ist das Aufweiten des Strahls sichtbaren Lichts in Richtung rechtwinklig zur optischen Achse verringert, und der Strahl sichtbaren Lichts wird nahezu mit derselben Größe über eine vorgegebene Breite in Richtung der optischen Achse emittiert, so daß die Bestrah­ lungsposition der unsichtbaren elektromagnetischen Welle genau angezeigt werden kann. Daher können dann, wenn die Be­ strahlungsposition kein gleichmäßiger Kreis ist, wie auf einem Gesicht, Verzerrungen der Form des sichtbaren Lichts aufgrund von Unebenheiten in der bestrahlten Ebene minimiert werden. Die Bestrahlungsposition der unsichtbaren elektro­ magnetischen Wellen kann dem Radiologen genau angezeigt werden.

Bei der Erfindung ist das von jeder optischen Einrichtung für sichtbares Licht emittierte sichtbare Licht so beschaf­ fen, daß es die Achse der unsichtbaren elektromagnetischen Welle schneidet. Der Radiologe kann das Bestrahlungsfeld an derjenigen Position der Achse der unsichtbaren elektromagne­ tischen Welle auf der Bestrahlungsebene erkennen, wo der Strahl sichtbaren Lichts symmetrisch zum Schnittpunkt ist. Die Bestrahlungsposition der unsichtbaren elektromagneti­ schen Welle kann genauer angezeigt werden.

Erfindungsgemäß ist ein Bedienschalter am Außenumfang des Röhrenkörpers vorhanden, und wenn dieser Bedienschalter ein­ geschaltet wird, wird die Lichtquelle für eine vorgegebene Zeitspanne erhellt. Der Radiologe muß den Bedienschalter nicht ausschalten, was die Betätigung einfach macht, während nutzloser Energieverbrauch jeder Lichtquelle verhindert ist. Auch kann die Bestrahlungsposition für die unsichtbare elek­ tromagnetische Welle leicht und genau innerhalb kurzer Zeit eingestellt werden.

Bei der Erfindung ist der Aufbau sehr einfach, da jede Lichtquelle z. B. aus einer Licht emittierenden Diode im Gegensatz zu z. B. einem Halbleiterlaser besteht. Demgemäß kann die Erfindung billig realisiert werden, und die Her­ stellkosten können verringert werden.

Auch wird bei der Erfindung der Ablauf einer vorgegebenen Zeitspanne nach dem Start der Aktivierung in einer Timer­ schaltung zum Erzeugen von Impulsen mit vorgegebenen Zeit­ intervallen gemessen. Während die Timerschaltung Impulse er­ zeugt, führt eine Schaltstufe der Lichtquelle Energie zu, um diese zu erhellen, und wenn die Impulsausgabe der Timer­ schaltung beendet wird, wird die der Lichtquelle und der Timerschaltung zugeführte Energie abgeschaltet. Im Ergebnis geht die Lichtquelle automatisch aus, wenn eine bestimmte Zeitspanne nach dem Erhellen derselben verstrichen ist. Gleichzeitig mit dem Erlöschen der Lichtquelle endet die Aktivierung der Timerschaltung. So kann unnützer Energiever­ brauch verhindert werden.

Ferner steuert ein Schaltelement gleichzeitig das Ein- oder Ausschalten, d. h. die Energieversorgung für die Lichtquelle und die Timerschaltung. Eine Startschaltung betätigt das Schaltelement und beläßt es zwangsweise in leitendem Zu­ stand. Eine den Leitzustand aufrechterhaltende Schaltung be­ hält den Leitzustand des Schaltelements bei, während die Timerschaltung Impulse erzeugt, und die Lichtquelle und die Timerschaltung werden mit Energie versorgt, und wenn die Impulsausgabe der Timerschaltung beendet ist, wird das Schaltelement abgeschaltet, und die Energieversorgung der Lichtquelle und der Timerschaltung werden beendet.

Wenn die Startschaltung in Betrieb gesetzt wird, wird das Schaltelement in den leitenden Zustand versetzt, die Licht­ quelle leuchtet auf, und die Timerschaltung beginnt zu ar­ beiten. Selbst wenn dann die Startschaltung ihre Arbeit be­ endet, wird der leitende Zustand des Schaltelements auf­ rechterhalten. Ferner wird das Schaltelement nach dem Ver­ streichen einer speziellen Zeitspanne in den Ausschaltzu­ stand versetzt, und die Lichtquelle wird automatisch abge­ schaltet. Ferner endet gleichzeitig mit dem Löschen der Lichtquelle die Energiezufuhr für die Timerschaltung. So kann unnützer Energieverbrauch verhindert werden.

Bei der Erfindung wird das Verstreichen einer vorgegebenen Zeitspanne nach dem Beginn der Energieversorgung von einer Timerschaltung gemessen, die Impulse mit vorgegebenen Zeit­ intervallen erzeugt. Ein erstes Schaltelement steuert gleichzeitig das Ein- oder Ausschalten, d. h. die Energie­ versorgung der Lichtquelle, sowie die Timerschaltung. Die Startschaltung startet ein erstes Schaltelement und versetzt dieses zwangsweise in den leitenden Zustand. Ein zweites Schaltelement erlaubt eine Energieversorgung der Lichtquelle während die Timerschaltung Impulse erzeugt. Das erste Schaltelement hält den leitenden Zustand aufrecht, während Strom durch die Lichtquelle fließt, und es wird abgeschal­ tet, wenn kein Strom durch die Lichtquelle fließt. Während die Timerschaltung Impulse erzeugt, ist das zweite Schalt­ element leitend, um die Lichtquelle zu erhellen. Wenn die von der Timerschaltung ausgegebenen Impulse vorüber sind, wird das zweite Schaltelement abgeschaltet, und es fließt kein Strom durch die Lichtquelle, wodurch das erste Schalt­ element abgeschaltet wird.

Wenn die Startschaltung aktiviert ist, wird das erste Schaltelement in den leitenden Zustand versetzt, und die Timerschaltung beginnt mit dem Erzeugen von Impulsen, und demgemäß wird auch das zweite Schaltelement in den leitenden Zustand versetzt, und es fließt ein Strom durch die Licht­ quelle, um sie zu erhellen. Danach bleibt der leitende Zu­ stand des ersten Schaltelements selbst dann aufrechterhal­ ten, wenn die Startschaltung ihre Arbeit beendet. Nach dem Verstreichen einer vorgegebenen Zeitspanne wird das zweite Schaltelement in den Ausschaltzustand versetzt, und die Lichtquelle erlischt automatisch. Ferner nimmt gleichzeitig mit dem Löschen der Lichtquelle der durch das erste Schalt­ element fließende Strom ab, und das erste Schaltelement wird ausgeschaltet. Da die Aktivierung der Timerschaltung endet, kann nutzloser Energieverbrauch verhindert werden.

Bei der Erfindung kann durch Verwenden eines Thyristors als erstes Schaltelement die Funktion des Aufrechterhaltens des leitenden Zustands bei einem Strom über einem vorgegebenen Wert sowie die Funktion des Beibehaltens des Ausschaltens des Zustandes, wenn der Strom unter den vorgegebenen Wert fällt, leicht mit einer kleinen Vorrichtung realisiert wer­ den.

Erfindungsgemäß kann durch Verwenden eines automatischen Tasters in der Startschaltung das Schaltelement dadurch ge­ startet werden, daß lediglich die Bedienperson den Schalter berührt. Dann wird der Schalter automatisch rückgesetzt, so daß keine Betätigung zum Abschalten desselben erforderlich ist, wodurch es erleichtert ist, die Lichtquelle zu betrei­ ben.

Bei der Erfindung kann die Lichtquelle-Steuerschaltung unab­ hängig vom Spannungsversorgungssystem betrieben werden, da die Spannungsquelle eine Batterie sein kann. Die Lichtquel­ le-Steuerschaltung und das Gerät, das diese verwendet, kön­ nen leicht transportiert werden. Es ist auch einfach, eine in ein vorhandenes Röntgengerät eingebaute Bestrahlungsröhre durch eine erfindungsgemäße zu ersetzen.

Da bei der Erfindung eine Konstantstromschaltung zum Betrei­ ben der Lichtquelle mit einem konstanten Strom innerhalb eines Röntgengeräts vorhanden ist, fließt konstanter Strom durch die Lichtquelle, und die von derselben abgestrahlte Lichtmenge ist stabilisiert.

Durch Einbauen einer Lichtquelle-Steuerschaltung in eine erfindungsgemäße Bestrahlungsröhre ist es dem Fachmann mög­ lich, eine leichte, kleine Röntgenbestrahlungsröhre zu er­ halten, die gut steuerbar ist, wenig Energie aufnimmt und eine stabile Lichtmenge abstrahlen kann.

Weitere Aufgaben, Merkmale und Vorteile der Erfindung werden aus der folgenden detaillierten Beschreibung in Verbindung mit den Zeichnungen deutlich, in denen folgendes dargestellt ist.

Fig. 1 ist ein Querschnitt, der einen Teil eines Röntgen­ geräts und einer Bestrahlungsröhre gemäß einem Ausführungs­ beispiel der Erfindung zeigt;

Fig. 2 ist eine Vorderansicht der in Fig. 1 dargestellten Bestrahlungsröhre;

Fig. 3 ist eine perspektivische Darstellung des Gesamtauf­ baus eines erfindungsgemäßen Dental-Röntgengeräts;

Fig. 4 ist ein Querschnitt durch eine optische Einrichtung für sichtbares Licht gemäß der Erfindung;

Fig. 5 ist ein elektrisches Schaltbild für eine Schaltung, die zur in Fig. 4 dargestellten optischen Einrichtung für sichtbares Licht gehört;

Fig. 6 ist ein Querschnitt durch eine optische Einrichtung für sichtbares Licht gemäß einer anderen Ausführungsform der Erfindung;

Fig. 7 ist eine vereinfachte Seitenansicht, die die Art ver­ anschaulicht, mit der sichtbare, in einer Ebene liegende Lichtstrahlen beim Ausüben der Erfindung durch eine optische Einrichtung für sichtbares Licht abgestrahlt werden;

Fig. 8(1), 8(2) und 8(3) sind Diagramme, die optische Muster auf einer bestrahlten Ebene rechtwinklig zur Röntgenstrahl­ achse an mehreren Positionen entlang der Achse, wie in Fig. 7 dargestellt, zeigen;

Fig. 9 ist eine perspektivische Darstellung, die veranschau­ licht, wie ein flacher Schalter in einer Röntgenstrahlung- Erzeugungseinheit gemäß einer weiteren Ausführungsform der Erfindung angeordnet ist;

Fig. 10 ist ein vereinfachter Querschnitt, der veranschau­ licht, wie der Vorderbereich einer Bestrahlungsröhre gemäß der Erfindung durch ein Stützteil abgestützt wird;

Fig. 11 ist eine perspektivische Darstellung, die einen Zu­ stand zeigt, bei dem das Vorderende einer erfindungsgemäßen Bestrahlungsröhre vom Hauptteilende der Bestrahlungsröhre getrennt ist;

Fig. 12 ist ein Querschnitt, der ein Röhrenvorderende gemäß einer noch weiteren Ausführungsform der Erfindung zeigt;

Fig. 13 ist eine Unteransicht einer Ausführungsform der Er­ findung, die einen Aufbau zeigt, der eine Winkelverstellung einer Bestrahlungsröhre zuläßt;

Fig. 14 ist ein Querschnitt, der einen Röhrenkörper und eine Röntgenstrahlung-Erzeugungseinheit, an der der Röhrenkörper angebracht ist, bei einer noch anderen Ausführungsform der Erfindung zeigt;

Fig. 15 ist ein Querschnitt durch den Röhrenkörper in Fig. 14, wie von dessen rechter Seite her gesehen;

Fig. 16 ist ein Diagramm, das den Aufbau von Zylinderlinsen bei der Erfindung zeigt;

Fig. 17(a) ist eine vereinfachte Darstellung, die Zylinder­ linsen von der Schnittlinie A-A in Fig. 1 aus gesehen zeigt; und Fig. 17(b) stellt Strahlen dar, wie sie durch die jewei­ ligen Linsen fokussiert werden;

Fig. 18(1), 18(2), 18(3) sind Diagramme, die die Form von Bestrahlungsmustern zeigen, wie sie bei der Erfindung auf einer Objektfläche entstehen;

Fig. 19 ist ein veranschaulichendes Diagramm für den Aufbau eines optischen Systems mit einer erfindungsgemäßen Licht­ quelle-Steuerschaltung, wie zusammen mit den in Fig. 16 dar­ gestellten Zylinderlinsen vorhanden;

Fig. 20 ist ein Blockdiagramm, das eine Ausführungsform einer erfindungsgemäßen Lichtquelle-Steuerschaltung zeigt;

Fig. 21 ist ein Diagramm, das ein Beispiel für eine tatsäch­ liche Schaltung der in Fig. 20 dargestellten Lichtquelle- Steuerschaltung zeigt;

Fig. 22 ist ein Diagramm, das ein anderes Schaltungsbeispiel für die in Fig. 20 dargestellte Lichtquelle-Steuerschaltung zeigt;

Fig. 23 ist ein Blockdiagramm, das eine andere Ausführungs­ form einer erfindungsgemäßen Lichtquelle-Steuerschaltung zeigt;

Fig. 24 ist ein Diagramm, das ein tatsächliches Beispiel für die in Fig. 23 dargestellte Lichtquelle-Steuerschaltung zeigt;

Fig. 25 ist ein Blockdiagramm einer elektrischen Schaltung, wie sie in dem in Fig. 3 dargestellten medizinischen Rönt­ gengerät vorhanden ist; und

Fig. 26 ist eine perspektivische Teildarstellung, die die Art veranschaulicht, mit der eine Bestrahlungsröhre in der Röntgenstrahlungsöffnung einer Röntgenstrahlung-Erzeugungs­ einheit beim Ausführen der Erfindung angebracht ist.

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

Fig. 1 ist ein Querschnitt durch eine Bestrahlungsröhre 1 und eine Röntgenstrahlung-Erzeugungseinheit 2 mit dieser Röhre bei einem Ausführungsbeispiel der Erfindung.

Fig. 2 ist eine Vorderansicht der Bestrahlungsröhre, gesehen von rechts in Fig. 1. Die von der Röntgenstrahlung-Erzeu­ gungseinheit 2 erzeugte Röntgenstrahlung entsteht in Form eines Strahlungskonus und wird durch die Bestrahlungsröhre 1 geführt.

Fig. 3 ist eine perspektivische Darstellung, die allgemeine Merkmale eines Dental-Röntgengeräts 3 für Oralradiographie zeigt. Ein Röntgengerät-Hauptkörper 4 weist Arme 7, 8, 9 auf, die winkelmäßig um die vertikale Achse auf einem Stän­ der 6 verdrehbar sind, der auf einem Sockel 5 angeordnet ist. Ein Film oder ein Röntgenstrahlungssensor wird im Mund eines Patienten angeordnet, der auf einem Sitz 10 am Ständer 6 sitzt, und die Bestrahlungsröhre 1 wird dicht so an das Gesicht des Patienten gebracht, daß sie der Radiographieein­ richtung gegebenübersteht. Die Röntgenstrahlung-Erzeugungs­ einheit 2 wird so positioniert, daß der von der Bestrah­ lungsröhre 1 emittierte Visierstrahl an einer speziellen Position und in einer speziellen Richtung liegt, und die Röntgenstrahlung wird nach dem Einstellen der Konfiguration des Röntgenbestrahlungsfeldes und der Radiographieeinrich­ tung erzeugt.

Das erfindungsgemäße Röntgengerät kann entweder vom stehen­ den Typ sein, wie in Fig. 3 dargestellt, oder von einem von der Decke herunterhängenden Typ, von einem an einer Wand an­ gebrachten Typ oder von mobilem Typ, bei dem der Sockel 5 mit Rädern versehen ist.

Es wird erneut auf Fig. 1 Bezug genommen, gemäß der in der Röntgenstrahlung-Erzeugungseinheit 2 eine Röntgenröhre 11 in einem Mantel 12 enthalten ist, der in isolierendes Öl oder dergleichen gesetzt ist. Der Mantel 12 ist in einem Gehäuse 13 befestigt, und ein Befestigungsteil 14 ist an einer Rönt­ genstrahlöffnung 63 im Mantel 12 befestigt. Innerhalb des Befestigungsteils 14 ist eine Membran 15 aus Blei oder einem ähnlichen Material angebracht, und dadurch wird die Röntgen­ strahlung vom Fokus F der Röntgenstrahlungsröhre 11 in einen Strahlungskonus 16 geformt, der durch die Bestrahlungsröhre 1 geführt wird und zur Belichtungsfläche wie der Hautober­ fläche des Patienten emittiert wird, bei der es sich um das Belichtungsobjekt rechts in Fig. 1 handelt.

Die Bestrahlungsröhre 1 weist im wesentlichen einen Bestrah­ lungsröhre-Hauptkörper 17 und ein Vorderende 18 auf. Der Be­ strahlungsröhre-Hauptkörper 17 weist ein in das Gehäuse 13 eingesetztes Hauptteilende 19 auf. Das Vorderende 18 ist mit einem Stützteil 20 am Belichtungsobjektende 19a des Haupt­ teilendes 19 angebracht. Das Hauptteilende 19 und das Vor­ derende 18 bilden einen Röhrenkörper 21.

Im Hauptteilende 19 des Bestrahlungsröhre-Hauptkörpers 17 sind mehrere optische Einrichtungen 23, 24 für sichtbares Licht außerhalb der Röntgenstrahlungsröhre 16 mit Abständen in Umfangsrichtung um die Röntgenstrahlungsachse 22 angeord­ net, wie in Fig. 2 dargestellt. Bei diesem Ausführungsbei­ spiel sind zwei optische Einrichtungen 23, 24 für sichtbares Licht mit einem Abstand von 90° in Umfangsrichtung angeord­ net. Die eine optische Einrichtung 23 für sichtbares Licht erzeugt sichtbares Licht 25 in Form einer Ebene, die die Achse 22 der Röntgenstrahlung auf der Belichtungsobjektseite enthält. Die andere optische Einrichtung 24 für sichtbares Licht erzeugt sichtbares Licht 26 in Form einer Ebene, die die Achse 22 der Röntgenstrahlung enthält. Daher schneiden sich diese sichtbaren Lichtstrahlen 25, 26 in Form einer Ebene auf der Achse 22 der Röntgenstrahlung. Die Schnittposition dieser sichtbaren Lichtstrahlen 25, 26 in Form von Ebenen liegt immer auf der Achse 22 der Röntgenstrahlung. Wenn diese sichtbaren Lichtstrahlen 25, 26 zur Oberfläche des Belichtungsobjekts gestrahlt werden, zeigt die Schnitt­ position die Achse 22 der Röntgenstrahlung an. Der Radiologe kann dann, wenn er die Röntgenstrahlung-Erzeugungseinheit 2 positioniert, die Achse 22 der Röntgenstrahlung, d. h. die Mitte des Bestrahlungsfelds immer mit ausgezeichneter Er­ kennbarkeit wahrnehmen, unabhängig vom zulässigen Objekt- -Haut-Abstand zwischen dem Brennpunkt F der Röntgenröhre 11 und der belichteten Hautoberfläche des Patienten, die die Bestrahlungsebene des Belichtungsobjekts ist, wie auch unab­ hängig vom Winkel zwischen der belichteten Oberfläche und der Achse 22 der Röntgenstrahlung. Dadurch kann die Positio­ nierfähigkeit drastisch verbessert werden. Der Bestrahlungs­ röhre-Hauptkörper 17 weist das Hauptteilende 19, die opti­ schen Einrichtungen 23, 24 für sichtbares Licht, eine Batte­ rie 31, einen flachen Schalter 32, eine Startschaltung 33 und einen Deckel 35 auf. Die Achse 22 der Röntgenstrahlung fällt mit der Achse der Bestrahlungsröhre 1 zusammen.

Fig. 4 ist ein Querschnitt durch die optische Einrichtung 23 für sichtbares Licht, und die andere optische Einrichtung 24 für sichtbares Licht ist auf dieselbe Weise wie diese aufge­ baut. Eine Laserdiode 27 für sichtbares Licht erzeugt sicht­ bares Licht mit einer Wellenlänge von z. B. 650 bis 830 nm. Das sichbare Licht wird durch eine plankonvexe Linse 28 fo­ kussiert, und es wird weiter durch eine davor angeordnete Zylinderlinse 29 in sektorförmiges, sichtbares Licht 25 in Form einer Ebene umgesetzt. Die Laserdiode 27 sowie Linsen 28, 29 sind integral in einem rohrförmigen Mantel 30 ange­ ordnet, der im Hauptteilende 19 untergebracht ist.

Fig. 5 zeigt einen elektrischen Aufbau betreffend die Laser­ diode 27. Die in der optischen Einrichtung 24 für sichtbares Licht vorhandene Laserdiode ist mit der Bezugszahl 27a ge­ kennzeichnet. Elektrische Leistung von der Batterie 21 wird der Startschaltung 33 über den flachen Schalter 32 zuge­ führt, und dadurch werden die Laserdioden 27, 27a betätigt. Die Batterie 31 ist in einer Aufnahmeaussparung 34 im Haupt­ teilende 19 untergebracht, wie in Fig. 2 dargestellt, und sie wird durch den Deckel 35 abgedeckt. Die Startschaltung 33 ist in den Mantel 30 der optischen Einrichtung 23 für sichtbares Licht eingebaut.

Fig. 6 ist ein Querschnitt durch die optische Einrichtung 23 für sichtbares Licht, die statt des in Fig. 4 dargestellten Aufbaus verwendet werden kann. Die in Fig. 6 dargestellte optische Einrichtung 23 für sichtbares Licht verfügt über eine Glühlichtquelle 36, die einen geraden Glühfaden 37 be­ inhaltet. Die Achse des linearen Glühfadens 37 entspricht der Ebene sichtbaren Lichts 25 mit ebener Form, und die obere und die untere Linie in Fig. 6 einschließlich der Achse des Glühfadens 27 gehen durch die Achse 22 der Rönt­ genstrahlung. Das Glühlampenlicht 36 wird ebenfalls mit elektrischer Energie von der Batterie 31 über den flachen Schalter 32 versorgt. Vor der Glühlichtquelle 36 ist eine Fokussierlinse 38 angeordent. Die Linse 38 kann entweder eine Kombination aus zwei plankonvexen Linsen sein, wie in Fig. 6 dargestellt, oder aus zwei konvexen Linsen, und das Glühlampenlicht 36 und die Linse 38 sind in einem rohrförmi­ gen Mantel 39 angeordnet. Die andere optische Einrichtung 24 für sichtbares Licht kann auf dieselbe Weise aufgebaut sein, wie es in Fig. 6 dargestellt ist.

Bei einem anderen Ausführungsbeispiel der Erfindung können die optischen Einrichtungen 23, 24 für sichtbares Licht durch eine Kombination aus einer Lichtquelle zum Erzeugen sichtbaren Lichts, einer Linse und einer Lichtabschirmmem­ bran gebildet sein, die Schlitze zum Ausbilden von Strahlen sichtbaren Lichts 25, 26 in Form einer Ebene aufweist, oder sie können anders aufgebaut sein.

Da die Batterie 31 und die Startschaltung 33 im Hauptteil­ ende 19 der Bestrahlungsröhre 1 untergebracht werden können und da diese Bestrahlungsröhre abnehmbar über Schrauben 56 an der Röntgenstrahlung-Erzeugungseinheit 2 befestigt ist, kann die Bestrahlungsröhre leicht an vorhandenen Röntgenge­ räten angebracht werden. Bei anderen Ausführungsbeispielen kann die Batterie 31 oder eine andere Spannungsquelle z. B. an eine Niederspannungsschaltung der Röntgenstrahlung-Erzeu­ gungseinheit 2 angeschlossen sein.

Fig. 7 ist eine vereinfachte Darstellung der Strahlen sicht­ baren Lichts 25, 26 in ebener Form, wie sie von den opti­ schen Einrichtungen 23, 24 für sichtbares Licht der Bestrah­ lungsröhre 1 abgestrahlt werden. Wenn die Oberfläche des Be­ lichtungsobjekts mit sichtbarem Licht beleuchtet wird, wird ein schmales, lineares optisches Muster gezogen. Bei diesem Ausführungsbeispiel werden zwei Lichtbündel 25, 26 mit einem sektorförmigen Strahl am Rand des Hauptteilendes 19 an um 90° voneinander getrennten Positionen erzeugt, und die opti­ schen Muster auf der Oberfläche des Belichtungsobjekts an mehreren Positionen pa, pb, pc entlang der Achse 22 der Röntgenstrahlen sind dergestalt, wie es in den Fig. 8(1), 8(2) bzw. 8(3) dargestellt ist. Bei derartigen kreuzförmigen optischen Mustern zeigt der Schnittpunkt der sichtbaren Lichtstrahlen 25, 26 immer die Mitte des Strahlungskonus 16 der Röntgenstrahlen an, unabhängig von der Belichtungsposi­ tion und dem Winkel vor dem Ende 40 des Vorderendes 18 (rechte Seite in Fig. 7). Bei anderen Ausführungsbeispielen der Erfindung, die kein kreuzförmiges, sichtbares optisches Muster aufweisen, können mehrere sektorförmige, sichtbare Lichtstrahlen erzeugt werden, und der Schnittpunkt dieser sichtbaren Lichtstrahlen in ebener Form kann mit der Achse 22 der Röntgenstrahlung zusammenfallen.

Der flache Schalter liegt in Form eines Bandes oder einer Folie vor, wie in den Fig. 1 und 2 dargestellt, und er ist so aufgebaut, daß er das Hauptteilende 19 des Bestrahlungs­ röhre-Hauptkörpers 17 in Umfangsrichtung ganz umschließt. Demgemäß kann der Radiologe dann, wenn er die Radiographie­ position bei tatsächlichem klinischem Betrieb einstellt, die Positionierung leicht vornehmen, ohne daß er auf die Betäti­ gung des flachen Schalters 32 achten muß, was durch seinen Finger erfolgen kann. Dieser flache Schalter 32 ist entlang eines Teils der Achse des Bestrahlungsröhre-Hauptkörpers 17 angeordnet, bei einem anderen Ausführungsbeispiel der Erfin­ dung kann jedoch der Bereich des flachen Schalters 32 denje­ nigen Bereich beinhalten, an den der Radiologe beim Posi­ tionieren automatisch greift, und er erstreckt sich vorzugs­ weise über einen größeren Bereich. Der Schalter 32 kann so aufgebaut sein, daß er den gesamten Außenumfang des Bestrah­ lungsröhre-Hauptkörpers 17 überdeckt.

Der Grund für die Verwendung der Ein/Aus-Steuerung der opti­ schen Einrichtungen 23, 24 für sichtbares Licht durch Betä­ tigen des flachen Schalters 32 auf diese Weise ist, den Blendeindruck zu lindern, wie ihn der Patient erfährt. Es wird nämlich das sichtbare Licht nur für einen Moment abge­ strahlt, und der Positioniervorgang wird in sehr kurzer Zeit abgeschlossen. Ein schnelles Einstellen ist bevorzugt, da die Gefahr besteht, daß die sichbaren Lichtstrahlen 25, 26 abhängig von der Radiographieposition in die Augen des Pa­ tienten eintreten. Außerdem kann durch Anbringen des flachen Schalters an der Bestrahlungsröhre der Röntgenstrahlung- Erzeugungseinheit und/oder im hinteren Teil der flache Schalter an der Handposition des Radiologen betätigt werden, wenn dieser die Röntgenstrahlung-Erzeugungseinheit auf das Bestrahlungsobjekt positioniert. Bei einem weiteren Ausführungsbeispiel der Erfindung, die keinen flachen Schalter 32 aufweist, können die optischen Einrichtungen 23, 24 für sichtbares Licht kontinuierlich leuchten.

Beim vorstehenden Ausführungsbeispiel ist der flache Schal­ ter 32 zwischen der Batterie 31 und der Startschaltung 33 angeordnet, um das Ein- und Ausschalten der elektrischen Energie zu steuern. Bei anderen Ausführungsbeispielen der Erfindung, wie sie später beschrieben werden, kann ein Steuersignal für das Ein- und Ausschalten einer Verarbei­ tungsschaltung wie einem Mikrocomputer oder dergleichen zu­ geführt werden, und die Startschaltung 33 kann durch diese Verarbeitungsschaltung gesteuert werden, um die Laserdioden 27, 27a zu steuern. Der flache Schalter 32 kann durch eine druckempfindliche Folie, einen Membranschalter usw. gebildet sein, und er ist dazu in der Lage, ein elektrisches Signal zu erzeugen, wenn er berührt oder gedrückt wird. Der Schal­ ter kann aus einer Metallplatte oder dergleichen bestehen, oder er kann anders aufgebaut sein.

Fig. 9 ist eine perspektivische Darstellung eines anderen Ausführungsbeispiels der Erfindung. Bei der Röntgenstrah­ lung-Erzeugungseinheit 2 ist der flache Schalter 32 wie vor­ stehend beschrieben vorhanden. Der flache Schalter 32 kann durch die Hand 41 des Radiologen betätigt werden, während dieser die Röntgenstrahlung-Erzeugungseinheit 2 positio­ niert. Ein anderer flacher Schalter 42 kann an der Röntgen­ strahlung-Erzeugungseinheit 2 vorhanden sein, und das Posi­ tionieren und die Schalterhandhabung können mit der anderen Hand 41a erfolgen. Der Arm 9 ist an der Röntgenstrahlung- Erzeugungseinheit 2 in solcher Weise vorhanden, daß die Ein­ heit winkelmäßig um die horizontale Drehachse 43 verstellt werden kann, die die Achse 22 der Röntgenstrahlung recht­ winklig schneidet. Bei diesem Ausführungsbeispiel geht die Drehachse 43 durch die Achse 22 der Röntgenstrahlung. Die flachen Schalter 32, 42 sind in Richtung der Achse 22 der Röntgenstrahlung um die Drehachse 43 zu beiden Seiten der­ selben angeordnet, d. h. im hinteren Teil der Bestrahlungs­ röhre 1 bzw. der Röntgenstrahlung-Erzeugungseinheit 2. Da­ durch ist die Steuerbarkeit verbessert. Der flache Schalter 32 kann im hinteren Teil entweder der Bestrahlungsröhre 1 oder der Röntgenstrahlung-Erzeugungseinheit 2 angeordnet sein.

Es wird erneut auf Fig. 7 Bezug genommen, gemäß der das Vor­ derende 18 so ausgebildet ist, daß es einen bestimmten Ab­ stand zwischen dem Brennpunkt F der Röntgenröhre 11 und dem Ende 40 des Vorderendes 18 gewährleistet, wenn das Ende der Bestrahlungsfläche des Patienten kontaktiert, wobei der Ab­ stand größer als der zulässige Quelle-Haut-Abstand sein muß. Das Vorderende kann aus lichtdurchlässigem Material wie durchsichtigem Glas, Bleiglas, Acrylharz, Vinylchlorid und anderen transparenten Materialen bestehen. Wenn das Ende 40 des Vorderendes 18 in den kürzesten Abstand zur Belichtungs­ fläche gebracht wird, die die Bestrahlungsfläche des Patien­ ten ist, z. B. in den direkt anliegenden Zustand, kann das kreuzförmige Muster sichtbaren Lichts von der Außenseite des Vorderendes 18 her gesehen werden, wie in Fig. 18 darge­ stellt. So kann die Belichtungsmitte der Röntgenstrahlung genau bestimmt werden, was eine genaue Positionierung ermög­ licht. Darüber hinaus kann die Konuserweiterung des Belich­ tungsbereichs minimiert werden, wenn der Belichtungsbereich dichter an die Röntgenröhre 11 gebracht wird, wobei der Be­ reich jedoch im zulässigen Objekt-Haut-Abstand liegen muß. Das Hauptteilende 19 kann entweder aus einem lichtdurchläs­ sigen Material bestehen, auf dieselbe Weise wie das Vorder­ ende 18, oder es kann aus einem lichtabschirmenden Material bestehen.

Fig. 10 ist ein vereinfachter Querschnitt, der ein Stützteil 20 zeigt, das das Vorderende 18 abstützt, das vom Hauptteil­ ende 19 lösbar ist. Mehrere (bei diesem Ausführungsbeispiel vier) Stützteile 20 sind an gleichen Abständen in Umfangs­ richtung der Röhre 1 angebracht. Ein Trägerende 44 ist im Hauptteilende 19 untergebracht, und es besteht aus einem Federmaterial mit elastischer Kraft, z. B. aus einer Kla­ viersaite. Das Vorderende 45 des Stützteils 20 ist in radia­ ler Richtung nach außen gebogen, und es liegt elastisch an einer Anschlagfläche 46 in Form eines geschnittenen Zylin­ derkonus an, der sich in radialer Richtung nach außen und vorne nahe dem Ende 40 des Vorderendes 18 erstreckt, um da­ durch zu verhindern, daß sich das Vorderende 18 gegenüber dem Einpaßteil 47 am Ende 19a des Hauptteilendes 19 ver­ schiebt.

Wenn sich das Stützteil 20 in seinem natürlichen Zustand be­ findet, wie in Fig. 11 dargestellt, wobei das Vorderende 18 vom Hauptteilende 19 abgenommen ist, ist die Länge L1 des Hauptteilendes 19, das vom Ende 19a des Vorderendes 45 vor­ springt, so gewählt, daß sie einen Wert aufweist, der ge­ währleistet, daß zwischen dem Fokus F der Röntgenröhre 11 und der Bestrahlungsfläche 48 des beleuchteten Objekts der zulässige Objekt-Haut-Abstand aufrechterhalten wird, d. h., daß die Länge größer als dieser zulässige Abstand ist. Daher ist dann, wenn Radiographie ohne angebrachtes Vorderende 18 ausgeführt wird, das Vorderende 45 des Stützteils 20 der Be­ strahlungsebene 48 zugewandt, wodurch der zulässige Quelle- Haut-Abstand aufrechterhalten wird. Wenn das Vorderende 18 auf das Hauptteilende 19 aufgeschraubt ist, sind keine Stützteile 20 vorhanden. Wenn der Radiologe vergißt, das Vorderende 18 aufzusetzen, ist das Ende 19a des Hauptteil­ endes 19 der Bestrahlungsebene 48 zugewandt, und der zuläs­ sige Quelle-Haut-Abstand kann nicht aufrechterhalten werden. In diesem Fall wird die Person Röntgenstrahlung mit hoher Röntgenintensität ausgesetzt. Die Erfindung überwindet diese Schwierigkeit.

Fig. 12 ist ein Querschnitt, der das Vorderende 49 bei einem anderen Ausführungsbeispiel zeigt, das das vorstehend be­ schrieben Vorderende 18 ersetzen kann. Wenn ein Film mit einer Größe von 30 × 40 mm² (Filmdiagonale 50 mm) verwendet wird, wird ein Vorderende 18 mit einem relativ großen Innen­ durchmesser verwendet. Wenn Radiographie bei Kindern ausge­ führt wird, muß ein kleinerer Film von 22 × 30 mm² (Filmdia­ gonale 37,2 mm) verwendet werden. Wenn auch in diesem Fall die Spitze 18 verwendet wird, erfahren die Kinder eine über­ flüssig hohe Bestrahlungsdosis. Um diese Schwierigkeit zu überwinden, ist es ratsam, daß ein Vorderende 49 mit einer zweiten Membran 50 aus Blei, Antimon oder einem anderen Ma­ terial verwendet wird, die im Röhrenhauptkörper 51 (wie in Fig. 12 dargestellt befestigt ist. Ein solches Vorderende 49 liegt getrennt vom Vorderende 18 vor, und es kann direkt an das Hauptteilende 19 angesetzt werden. Unter Verwendung des Vorderendes 49 kann ein Bestrahlungsfeld 53 erzielt werden, das kleiner als das mit dem Vorderende 18 erzielte Bestrah­ lungsfeld 52 ist. Dadurch kann die Belichtungsdosis verrin­ gert werden. In Fig. 12 kann ein Aufbau vorhanden sein, der den zulässigen Quelle-Haut-Abstand auf dieselbe Weise auf­ rechterhält, wie es das Stützteil 20 tut.

Fig. 13 ist eine Unteransicht eines Teils der Bestrahlungs­ röhre 1 und der Röntgenstrahlung-Erzeugungseinheit 2. Das Röhrenhauptteil 19 weist den Röhrenkörper 21 des Bestrah­ lungsröhre-Hauptkörpers 17 auf. Das Hauptteilende 19 verfügt über ein Befestigungsteil 14 der Röntgenstrahlung-Erzeu­ gungseinheit 2, eingepaßt in einen Teil 54 näher bei der Röntgenstrahlung-Erzeugungseinheit 2. Ein Ende 55 des Ge­ häuses 3 (siehe Fig. 1) paßt in den Teil 54, und der Schaft­ teil 57 einer Schraube 56 (Fig. 1) wird in einen Schlitz 58, der in Umfangsrichtung der Röhre 54 ausgebildet ist, eingeführt und weiter durch einen Schlitz 59, der dem Schlitz 58 ähnlich ist, eingeführt. Der Schaftteil 57 wird in das Befe­ stigungsteil 14 der Röntgenstrahlung-Erzeugungseinheit 2 eingeschraubt und an diesem befestigt. Wie in Fig. 1 darge­ stellt, dringt der Schaftteil 57 weiter durch ein Schrauben­ einführloch 60 mit kreisförmigem Querschnitt, rechtwinklig zum Schaft, ausgebildet am Ende 55 des Gehäuses 13 der Rönt­ genstrahlung-Erzeugungseinheit 2. Der Kopf 61 der Schraube 56 überdeckt den Schlitz 58 der Röhre 54 teilweise. Infolge­ dessen wird das Hauptteilende 19 an einer Bewegung in Rich­ tung der Achse 22 der Röntgenstrahlung gehindert, ist aber gleichzeitig in Winkelrichtung entlang der Länge der Um­ fangsrichtung des Schlitzes 58 um die Achse 22 verstellbar. Die Länge L2 entlang der Umfangsrichtung des Schlitzes 58 kann einen Wert übersteigen, der dem Winkel der optischen Einrichtungen 23, 24 in Umfangsrichtung entspricht, d. h. 90° bei diesem Ausführungsbeispiel.

Im Hauptteilende 19 des Bestrahlungsröhre-Hauptkörpers 17 sind die optischen Einrichtungen 23, 24 für sichtbares Licht vorhanden, wie bereits beschrieben. Daher können die sicht­ baren Lichtstrahlen 25, 26 in Form von Ebenen verdreht wer­ den, während der Schnittpunkt dieser Lichtstrahlen 25, 26 in Form von Ebenen, der die Mitte des Bestrahlungsfelds an­ zeigt, mit der Achse 22 der Röntgenstrahlung zusammenfällt. Bei tatsächlichen Klinikvorgängen kann der Radiologe das lineare optische Muster mit einer radiographischen Bezugs­ linie zur Übereinstimmung bringen, die für die Radiographie­ position am geeignetsten ist, wodurch die Bildreproduzier­ barkeit hervorragend verbessert werden kann. Wenn der Pa­ tient gegen Licht überempfindlich ist, kann das sichtbare Licht 25 oder 26 gegen die Augen des Patienten durch eine Winkelverdrehung des Hauptteilendes 19 versetzt werden. Der Patient erfährt dann keine Blendwirkung, wodurch ein even­ tuell auftretender Schmerz gelindert wird.

Fig. 14 ist ein Querschnitt, der einen Röhrenkörper 101 und eine Röntgenstrahlung-Erzeugungseinheit 2 zeigt, wobei der Röhrenkörper abnehmbar angebracht ist, was ein weiteres Aus­ führungsbeispiel der Erfindung ist. Fig. 15 ist ein Quer­ schnitt durch den Röhrenkörper 101, wie von der rechten Sei­ te in Fig. 14 aus gesehen. Die Röntgenstrahlung-Erzeugungs­ einheit 2 stimmt mit derjenigen in den Ausführungsbeispielen überein, wie sie in den Fig. 1 bis 13 dargestellt sind, und zum Beschreiben entsprechender Teile werden dieselben Be­ zugszahlen verwendet. Am Ende 55 des Gehäuses 13 der Rönt­ genstrahlung-Erzeugungseinheit 2 ist das positionsanzeigende medizinische Gerät 103 dieses Ausführungsbeispiel ange­ bracht. Dieses positionsanzeigende medizinische Gerät 103 weist im wesentlichen einen am Ende 55 mit Schrauben 61 be­ festigten Röhrenkörper 101 und mehrere (bei diesem Ausfüh­ rungsbeispiel vier) optische Einrichtungen 105 für sichtba­ res Licht auf, die beabstandet in Umfangsrichtung angebracht sind und einen hohlen Teil 104 extern umgeben, der einen Strahlungskonus 16 im Röhrenkörper 101 festlegt. Die opti­ schen Einrichtungen 105 für sichtbares Licht beinhalten Licht emittierende Dioden (LEDs) 106 als Lichtquellen sowie Zylinderlinsen 107. Das Licht von der LED 106 wird auf eine Ebene fokussiert, die die optische Achse der Röntgenstrah­ lung (unsichtbare elektromagnetische Welle) enthält, die von der Röntgenröhre 11 ausgeht, was durch die Zylinderlinse 107 erfolgt. Die optischen Einrichtungen 105 für sichtbares Licht sind mit einem Abstand von 90° in Umfangsrichtung des Röhrenkörpers 101 vorhanden.

Der Röhrenkörper 101 ist im Gehäuse 13 untergebracht, und er beinhaltet ein Befestigungsteil 108 zum Befestigen der Mem­ bran 15, eine erste Röhre 109, die extern am Befestigungs­ teil 109 und im Endteil 55 untergebracht ist, eine zweite Röhre 110, die koaxial an der ersten Röhre 109 befestigt ist, und ein lichtdurchlässiges Endteil 111, das koaxial an der zweiten Röhre 110 vorhanden ist. Die erste und die zwei­ te Röhre 109, 110 bestehen aus Kunststoff wie Vinylchlorid, und das Vorderende 111 besteht aus einem lichtdurchlässigen Kunststoff wie Acrylharz.

In der ersten Röhre 109 sind Aufnahmelöcher 113 zum Aufneh­ men der optischen Einrichtungen 105 für sichtbares Licht alle 90° in Umfangsrichtung der Röhre ausgebildet. Die Auf­ nahmelöcher 113 und die Licht emittierenden Dioden 106 sind am Außenumfang des Kreiskegelstumpf-Teils 115 der zweiten Röhre 110 durch beinahe L-förmige Befestigungsstücke 116 und Schrauben 117 befestigt. Am Innenumfang des Kreiskegel­ stumpf-Teils 115 ist eine genau kreiszylindrische Muffe 117 aus Blei mit einer Dicke von z. B. ungefähr 0,5 mm ange­ bracht, die den Strahlungskonus 16 der Röntgenstrahlung festlegt.

Fig. 15 ist ein Querschnitt durch den Röhrenkörper 101. In den Aufnahmelöchern 113 sind Zylinderlinsen 107a bis 107d untergebracht. Die Erzeugungslinien der Zylinderlinse 107a und der Zylinderlinse 107b (die diagonal angeordnet sind) fallen nahezu miteinander überein, und ähnliche Erzeugungs­ linien der Zylinderlinse 107c und der Zylinderlinse 107d (diagonal angeordnet) fallen nahezu miteinander überein.

Am Außenumfang des Röhrenkörpers 101 ist eine Lichtquelle- Steuerschaltung 119 zum Steuern von Lichtquellen, die den Zylinderlinsen 107a bis 107d entsprechen, vorhanden. Die Lichtquelle-Steuerschaltung 119 ist mit einem Schalter 120 zum Starten des Erhellens der Lichtquelle versehen. Die Lichtquelle-Steuerschaltung 119 und eine Batterie 121 zum Zuführen elektrischer Energie zur Schaltung sind durch eine Abdeckung 123 abgedeckt, und ein Eingriffsloch 124 ist in der Abdeckung 123 unmittelbar über dem Schalter 120 vorhanden. Auch ist eine flexible Folie 125, die als bündige Folie bezeichnet wird, vorhanden, die das Eingriffsloch 124 ab­ deckt. Wenn der Radiologe die Lichtquelle durch Betätigen der Folie 125 mit einem Finger aktiviert, wird ein Betäti­ gungsteil 126 des Schalters 120 durch die Folie 125 nieder­ gedrückt, wodurch der Schalter 120 leitend wird. So kann die Lichtquelle betätigt werden, während Staubdichtheit und Was­ serdichtheit beibehalten werden.

Fig. 16 ist ein Diagramm, das die Anordnung der Zylinderlin­ sen 107 zeigt. Fig. 17(a) ist ein vereinfachter Querschnitt, wie von der Schnittlinie A-A in Fig. 16 aus gesehen. Im Dia­ gramm bezeichnen die Bezugszeichen 132Pa, 132Pb, 132Pc opti­ sche Muster 132, wie sie aus der Strahlemissionsrichtung bei Pa, Pb bzw. Pc gesehen werden. Die Zylinderlinsen 107 sind mit einem Abstand von 90° auf einem hypothetischen Kreis C angeordnet, der zur optischen Achse m der Röntgenstrahlung zentriert ist. Unter den Zylinderlinsen 107a, 107b, die sym­ metrisch um die hypothetische Ebene, die die optische Achse m enthält, herum angeordnet ist, bildet die eine Zylinder­ linse 107a das Licht in einen Sektorstrahl ab, wie durch die Bezugszahl 126 gekennzeichnet, während die andere Zylinder­ linse 107b eine Abbildung in einen Sektorstrahl vornimmt, der mit der Bezugszahl 127 gekennzeichnet ist. Die Strahlen 126, 127 bilden dünne, lineare optische Muster 131, 132 mit beinahe derselben Breite B auf Bestrahlungsebenen Pa, Pb, Pc, die in Richtung der optischen Achse voneinander beab­ standet sind. Fig. 17(b) zeigt die optischen Muster 131, 132 an den Positionen Pa, Pb, Pc entlang der optischen Achse m der Röntgenstrahlung. An den Positionen Pa, Pb, Pc weisen die optischen Muster 131, 132 einen Schnitt Q auf der opti­ schen Achse m der Röntgenstrahlung auf, und die Größe des Schnitts ist beinahe konstant, nämlich beinahe dieselbe wie im Röntgenbestrahlungsbereich. Daher weiten sich die opti­ schen Muster 131, 132 beim Positionieren der Röntgenbestrahlungsposition selbst dann kaum auf, wenn sich der Abstand von der Belichtungsfläche ändert. Da diese optischen Muster 131, 132 eine Fläche beleuchten, die beinahe dieselbe Größe wie der tatsächliche Röntgenbestrahlungsbereich hat, können lästige Effekte wie ein Konusschnitt verhindert werden.

Beim vorstehenden Ausführungsbeispiel wurden die Zylinder­ linsen 107a, 107b erläutert, die in horizontaler Richtung benachbart liegen. Entsprechendes gilt für die Zylinderlin­ sen 107c, 107d, die in vertikaler Richtung benachbart lie­ gen.

Bei einem anderen Ausführungsbeispiel der Erfindung ist das Beleuchtungsmuster des sichtbaren Lichts nicht auf Kreuzform beschränkt, wie in Fig. 18(1) dargestellt, sondern es kann X-Form sein, wie in Fig. 18(2) dargestellt, oder zwei opti­ sche Muster 131, 132 können sich mit einem anderen als einem rechten Winkel kreuzen, wie in Fig. 18(3) dargestellt. Durch Ausbilden der optischen Muster 131, 132 auf der Belichtungs­ fläche entlang einer horizontalen Linie (-) kann die Erfin­ dung auch dann ausgeführt werden, wenn die Position der Röntgenstrahlung auf die Schlußbißstellungsebene des Patien­ ten ausgerichtet wird, wenn eine gesamte Kieferansicht durch Röntgenbilder erstellt wird, was als Panorama bezeichnet wird. Ferner können durch Ausbilden der optischen Muster entlang einer vertikalen Linie (|) Infrarotstrahlen oder Ultraviolettstrahlen genau auf eine Schädigung in Längsrich­ tung ausgerichtet werden, um diese zu behandeln.

Fig. 19 ist eine optische Anordnung der Bestrahlungsröhre 1, wie sie in Fig. 15 dargestellt ist. Die Zylinderlinsen 107a bis 107d sind mit einem Abstand von 90° auf einem hypotheti­ schen Kreis C angeordnet, und Positionen, auf die die Zylin­ derlinsen 107a bis 107d fokussieren, Lichtquellen 223a bis 223d wie LEDs, LDs (Laserdioden) und Glühlampen sind mit einem Abstand von 90° angeordnet. Die Lichtquellen 223a bis 223d werden durch eine Lichtquelle-Steuerschaltung 119 ange­ steuert, die von einem Schalter 120 betätigt wird.

Zum Beispiel wird das von der Lichtquelle 223a emittierte sichtbare Licht in vertikaler Richtung durch die Zylinder­ linse 107a fokussiert und es wird in einen Sektorstrahl 128 konvergiert. Auf ähnliche Weise wird das von der Lichtquelle 223b emittierte sichtbare Licht in vertikaler Licht durch die Zylinderlinse 107b fokussiert und in einen Sektorstrahl 127 konvergiert. Die Strahlen 127, 128 werden an Abbildungs­ positionen abgebildet, die um einen vorgegebenen Abstand voneinander entfernt sind, und es entsteht ein zusammenge­ setztes Horizontalschlitzbild 131. Auf ähnliche Weise werden im Fall der Lichtquellen 232c, 232d Brennpunkte sichtbaren Lichts in horizontaler Richtung über die Zylinderlinsen 107b, 107d erzeugt, und es erfolgt ein Konvergieren in einen Sektorstrahl, und es wird ein vertikales Schlitzbild 132 am Abbildungsort ausgebildet. Die Schlitzbilder 131, 132 mit einer Liniensegmentlänge B überkreuzen einander rechtwinklig und unterteilen einander in zwei gleiche Teile, wodurch ein kreuzförmiges Schlitzbild entsteht. Der Schnitt Q fällt mit der Mittelachse m des Röntgenflusses zusammen. Auf diese Weise wird das Kreuzschlitzbild des sichtbaren Lichts so ausgebildet, daß es mit dem Röntgenbestrahlungsfeld zusam­ menfällt. Der Radiologe kann den Bereich und die Mittelposi­ tion des Röntgenstrahlungsfelds klar erkennen.

Fig. 20 ist ein Blockdiagramm, das ein Ausführungsbeispiel einer erfindungsgemäßen Lichtquelle-Steuerschaltung 119 zeigt, die folgendes aufweist: eine Timerschaltung 224 zum Erzeugen von Impulsen vorgegebener zeitlicher Breite, z. B. mit 10 Sekunden nach dem Aktivierungsstart; eine automati­ sche Triggerschaltung 225 zum Starten der Timerschaltung 224; ein Schaltelement 226 zum Steuern der Aktivierung der Timerschaltung 224 und der Lichtquelle 223; eine Leitzu­ stand-Aufrechterhaltungsschaltung 229 zum Gewährleisten des Leitzustandes des Schaltelements 226 auf das Ausgangssignal der Timerschaltung 224 hin; einen Schalter 120 zum Starten des Schaltelements 226 und eine Batterie 121 als Spannungs­ quelle der Schaltung. Die Leitungszustand-Aufrechterhal­ tungsschaltung 229 und das Schaltelement 226 bilden eine Schaltstufe zum Aktivieren der Lichtquelle 223, während die Timerschaltung 224 Impulse erzeugt, und um die Aktivierung der Lichtquelle 223 und der Timerschaltung 224 zu beenden, wenn die Impulsausgabe der Timerschaltung 224 beendet ist.

Die Leitzustand-Aufrechterhaltungsschaltung 229 besteht aus einer Primärschaltung 227 und einer Sekundärschaltung 228. Die Primärschaltung 227 betätigt die Sekundärschaltung 228 auf die Impulsausgabe durch die Timerschaltung 224, und die Sekundärschaltung 228 betätigt die Schaltstufe 226, um den Leitzustand herbeizuführen. Der Schalter 120 besteht aus einem automatisch rücksetzbaren Taster oder dergleichen. Die Lichtquelle 223 ist aus einer LED, einer LD, einer Glühlampe oder dergleichen ausgewählt, und sie emittiert z. B. sicht­ bares Licht. Vom Gesichtspunkt des Einsparens von Energie und des Verringerns der Größe ist eine LED als Lichtquelle 223 bevorzugt. Eine Konstantstromschaltung 230 ist in Reihe mit der Lichtquelle 223 geschaltet, um die Lichtmenge zu stabilisieren.

Der Betrieb wird nachfolgend beschrieben. Wenn der Schalter 120 durch Betätigen durch den Radiologen zeitweilig leitend gemacht wird, wird durch den Schalter 120 von der Kathode der Batterie 121 her eine vorgegebene Spannung in das Schaltelement 226 eingegeben und dieses wird in den Leit­ zustand versetzt. Infolgedessen wird die Versorgungsspannung der Batterie 126 an die automatische Triggerschaltung 225, die Timerschaltung 224, die Lichtquelle 223 usw. gelegt, die in Reihe an das Schaltelement 226 angeschlossen sind. Die Timerschaltung 224 liefert ein Signal hohen Pegels unmittel­ bar nach dem Aktivierungsstart durch die automatische Trig­ gerschaltung 225 und sie steuert die Primärschaltung 227 an. Die Primärschaltung 227 betreibt dann die Sekundärschaltung 228 über ein Informationsmedium wie Licht. Wenn die Sekun­ därschaltung 228 leitend wird, wird an das Schaltelement 226 eine vorgegebene Spannung angelegt, damit es leitend wird. Wenn die Sekundärschaltung 228 auf diese Weise einmal lei­ tend gemacht ist, wird sie im leitenden Zustand gehalten, und die Lichtquelle 223 wird zum Emittieren von Licht selbst dann aktiviert, wenn der Schalter 120 später automatisch zum Öffnen rückgesetzt wird.

Andererseits wird das Ausgangssignal der Timerschaltung 224 nach dem Verstreichen einer vorgegebenen Zeit ab dem Akti­ vierungsstart auf den niedrigen Pegel zurückgesetzt. Demge­ mäß wird die Funktion der Primärschaltung 227 beendet und die Sekundärschaltung 228 wird abgeschaltet, wodurch an das Schaltelement 226 keine Spannung mehr angelegt wird. Dann öffnet das Schaltelement 226. Die Aktivierung der Lichtquel­ le 223 wird beendet, und dies gilt auch für die Aktivierung der automatischen Triggerschaltung 225 und der Timerschal­ tung 224. Demgemäß emittiert die Lichtquelle 223 für eine vorgegebene Zeit ab der Betätigung des Schalters 120 Licht, und wenn die Lichtquelle 223 erlöscht, endet die Aktivierung der Timerschaltung 224, so daß überflüssiger Energiever­ brauch verhindert ist.

Fig. 21 ist ein Schaltungsbeispiel für die in Fig. 20 darge­ stellte Lichtquelle-Steuerschaltung 119. Ein Timer-IC 224a weist zwei Komparatoren, ein durch deren Ausgangssignale be­ tätigtes RS-Flip-Flop und eine Bezugsspannungseinheit auf, die Bezugsspannungen von 1/3 und 2/3 der Versorgungsspannung (z. B. der Batteriespannung) an den Komparator liefert. Zum Beispiel wird als Timer-IC ein IC mit geringem Energiever­ brauch vom CMOS-Typ mit der Bezeichnung 555 verwendet (z. B. das Modell µPD555C von Nippon Electric Co.). Die automatische Triggerschaltung 225 besteht aus einem Wider­ stand R1 und einem Kondensator C1, die in Reihe zwischen eine Leitung E1 (die mit der Kathode der Batterie 121 ver­ bunden ist) und eine Leitung E2 geschaltet sind, die auf einem Zwischenpotential liegt, und ein Verbindungsdraht P1 ist mit dem Anschluß TRIG des Timer-ICs 224a verbunden. Fer­ ner sind zwischen die Leitung E1 und die Leitung E2 ein Wi­ derstand R2 und ein Kondensator C2 in Reihe geschaltet, und der Verbindungsdraht P2 ist mit einem Anschluß DIS und einem Anschluß TH des Timer-ICs 224a verbunden. Ein Anschluß VCC des Timer-ICs 224a ist mit der Leitung E1 verbunden, und ein Anschluß GND ist mit der Leitung E2 verbunden. Zwischen der Leitung E1 und der Leitung E2 liegt ein Kondensator C3, und ein Kondensator C4 ist zwischen den Anschluß CV und die Lei­ tung E2 geschaltet. Zwischen einem Anschluß VO, der der Aus­ gangsanschluß des Timer-ICs 224a ist, und die Leitung E2 ist eine LED 227a über einen Widerstand R4 angeschlossen, die einen Optokoppler 229a aufweist. Zwischen den Anschluß VO und einen Anschlußdraht P3 ist ein Phototransistor 228a, der den Optokoppler 229a enthält, über den Widerstand R3 ange­ schlossen. Statt des Optokopplers 229a kann ein hochisolie­ render Schalter wie ein Relais und ein Transformator verwen­ det werden, jedoch ist ein Optokoppler vom Gesichtspunkt der Leistungsersparnis und der Kompaktheit bevorzugt.

Andererseits ist der Schalter 120 zwischen die Leitung E1 und den über einen Widerstand R5 angeschlossenen Verbin­ dungsdraht geschaltet. Ein Widerstand R6 ist zwischen die mit der Anode der Batterie 121 verbundene Leitung E3 und den Verbindungsdraht P3 geschaltet. Zwischen der Leitung E1 und der Leitung E2 liegt ein Schaltelement 226 wie ein Bipolar­ transistor oder ein FET, und dessen Ausgangsseite ist mit dem Verbindungsdraht P3 verbunden. Als Schaltelement 226 ist ein Bipolartransistor bevorzugt, da der Spannungsabfall kleiner ist und die Anfälligkeit gegen Störsignale ausge­ zeichnet ist.

Ferner sind zwischen die Leitung E1 und die Leitung E2 eine Konstantstromschaltung 230, ein Widerstand R7 und eine Lichtquelle 223a in Reihe geschaltet, und in ähnlicher Weise sind die Konstantstromschaltung 230, ein Widerstand R8 und eine Lichtquelle 223b in Reihe geschaltet. Die Konstant­ stromschaltung 230, ein Widerstand R9 und eine Lichtquelle 223c sind in Reihe geschaltet, und die Konstantstromschal­ tung 230, ein Widerstand R10, eine Lichtquelle 223d und ein Summer zum Erzeugen eines Tons sind in Reihe geschaltet. Die Konstantstromschaltung 230 stabilisiert den zu den Licht­ quellen 223a bis 223d fließenden Strom; z. B. wird ein IC (Modell LM317L von National Semiconductor Co.) verwendet.

Der Betrieb wird nachfolgend beschrieben. Wenn der Schalter 120 leitend gemacht wird, fließt von der Leitung E1 über den Schalter 120 und den Widerstand R5 ein Strom durch das Schaltelement 226 und dieses wird in den leitenden Zustand versetzt. Demgemäß liegt zwischen der Leitung E1 und der Leitung E2 die Versorgungsspannung, und an den Anschlußdraht P1 und den Anschluß TRIG wird ein negativer Impuls angelegt, was den Anschluß VO auf hohen Pegel führt. Danach fließt ein Strom durch den Widerstand R4 durch die LED 227a, die dann Licht emittiert, und der Phototransistor 228a wird in den leitenden Zustand versetzt. Infolgedessen wird dem Anschluß­ draht P3 vom Anschluß VO über den Widerstand R3 ein Strom zugeführt, der in das Schaltelement 226 eingespeist wird. So wird das Schaltelement 226 selbst dann, wenn der Schalter 120 später öffnet, im leitenden Zustand gehalten, und die Lichtquellen 223a bis 223d werden mit Energie versorgt, so daß sie Licht emittieren, und es wird auch der Summer 231 aktiviert, damit er einen Ton erzeugt.

Andererseits wird dann, wenn die Versorgungsspannung zwi­ schen die Leitung E1 und die Leitung E2 gelegt wird, das Potential des Anschlußdrahts P2 exponentiell abhängig von der Zeitkonstanten erhöht, wie sie durch den Widerstand R2 und den Kondensator C2 bestimmt wird. Wenn das Potential nach dem Verstreichen einer vorgegebenen Zeitspanne ab dem Aktivierungsstart einen speziellen Schwellenwert überschrei­ tet, wird der Anschluß VO des Timer-ICs 224a auf niedrigen Pegel rückgesetzt. Dabei schaltet die LED 227 aus und der Phototransistor 228a sperrt, wodurch das Potential des An­ schlußdrahts P3 dasjenige der Leitung E3 erreicht, und das Schaltelement 226 wird abgeschaltet. Infolgedessen endet die Aktivierung der Lichtquellen 223a bis 223d, und dasselbe gilt für die Aktivierung des Timer-ICs 224a. Demgemäß werden die Lichtquellen 223a bis 223d ausgeschaltet, und die Akti­ vierung des Timer-ICs 224a endet. Demgemäß kann eine über­ flüssige Belastung der Batterie 121 verhindert werden.

Fig. 22 ist ein anderes Schaltungsbeispiel für die in Fig. 20 dargestellte Lichtquelle-Steuerschaltung 119. Diese Lichtquelle-Steuerschaltung 119 in Fig. 22 ist beinahe die­ selbe wie die in Fig. 21 dargestellte, mit der Ausnahme, daß ein aus einer Wicklung 227b und einem Kontakt 228b bestehen­ des Relais statt des Optokopplers 229a verwendet wird. Daher sind dieselben Elemente mit denselben Bezugszahlen gekenn­ zeichnet, und wiederholte Erläuterungen werden vermieden.

Der Betrieb wird nachfolgend beschrieben. Wenn der Schalter 120 leitend wird, fließt ein Strom von der Leitung E1 über den Schalter 120 und den Widerstand R5 durch das Schaltele­ ment 226 und dieses wird in den leitenden Zustand versetzt. Demgemäß wird die Versorgungsspannung zwischen die Leitung E1 und die Leitung E2 und ein negativer Impuls wird an den Anschlußdraht P1 und den Anschluß TRIG gelegt, was den An­ schluß VO auf hohen Pegel führt. Dann fließt ein Strom durch die Wicklung 227b, und der Kontakt 228b wird in den leiten­ den Zustand geschaltet. Daraufhin wird dem Anschlußdraht P3 vom Anschluß VO über den Widerstand R3 ein Strom zugeführt und in das Schaltelement 226 eingespeist. So bleibt das Schaltelement 226 selbst dann, wenn der Schalter 120 später geöffnet wird, in leitendem Zustand, und demgemäß werden die Lichtquellen 223a bis 223d aktiviert, so daß sie Licht akti­ vieren, und der Summer 231 wird ebenfalls aktiviert, so daß er einen Ton ausgibt.

Andererseits steigt, wenn die Versorgungsspannung zwischen die Leitung E1 und die Leitung E2 gelegt wird, das Potential des Anschlußdrahts P2 exponentiell abhängig von der Zeitkon­ stanten an, wie sie durch den Widerstand R2 und den Konden­ sator C2 bestimmt wird. Wenn das Potential nach dem Ver­ streichen einer vorgegebenen Zeit ab dem Aktivierungsstart einen vorgegebenen Schwellenwert überschreitet, wird der Anschluß VO des Timer-ICs 224a auf niedrigen Pegel rückge­ setzt. Dann wird die Wicklung 227b abgeschaltet, und der Kontakt 228b schaltet in die Ausschaltstellung um, wodurch das Potential des Anschlußdrahts P3 dasjenige der Leitung E3 erreicht, und das Schaltelement 226 wird abgeschaltet. In­ folgedessen wird die Aktivierung der Lichtquellen 223a bis 223d beendet, und es wird auch die Aktivierung des Timer-ICs 224a beendet. Demgemäß kann eine überflüssige Belastung der Batterie 121 verhindert werden.

Fig. 23 ist ein Blockdiagramm, das ein anderes Ausführungs­ beispiel einer erfindungsgemäßen Lichtquelle-Steuerschaltung zeigt. Die Lichtquelle-Steuerschaltung 119 weist eine Timer­ schaltung 224 zum Erzeugen von Impulsen mit einer vorgegebe­ nen zeitlichen Breite, z. B. 10 Sekunden, nach dem Aktivie­ rungsstart, eine automatische Triggerschaltung 225 zum Starten des Timer-ICs 224, ein Schaltelement 226 zum Steuern der Aktivierung der Timerschaltung 224 und einer Lichtquelle 223, ein Schaltelement 232 zum Steuern der Aktivierung der Lichtquelle 223 auf das Ausgangssignal der Timerschaltung 224 hin, einen Schalter 120 zum Betätigen des Schaltelements 226 und eine Batterie 121 als Spannungsquelle der Schaltung auf. Als Schaltelement 226 wird vorzugsweise vom Gesichts­ punkt kleiner Größe und langer Lebensdauer ein Thyrister verwendet. Der Thyristor hat die Fähigkeit, im leitenden Zu­ stand zu bleiben, wenn ein Strom durch die Lichtquelle 223 fließt, und daß er in den Ausschaltzustand versetzt wird, wenn kein Strom durch die Lichtquelle 223 fließt. Die Schaltelemente 226, 232 bilden eine Schaltstufe zum Aktivie­ ren der Lichtquelle 223, während die Timerschaltung 224 Im­ pulse erzeugt, und um die Aktivierung der Lichtquelle 223 und der Timerschaltung 224 zu beenden, wenn die Impulsaus­ gabe der Timerschaltung 224 endet.

Der Schalter 120 besteht aus einem Drucktaster mit automati­ schem Rücksetzen oder dergleichen. Die Lichtquelle 223 ist aus einer LED, einer LD, einer Glühlampe oder dergleichen ausgewählt und sie emittiert z. B. sichtbares Licht. Als Lichtquelle 223 ist eine LED aus den Gesichtspunkten des Energieverbrauchs, des Preises, der Sicherheit und der Kom­ paktheit erwünscht. Eine Konstantstromschaltung 230 ist in Reihe mit der Lichtquelle 223 geschaltet und sie stabili­ siert die Lichtmenge.

Der Betrieb wird nachfolgend beschrieben. Wenn der Schalter 120 zeitweilig durch ein Betätigen durch den Radiologen lei­ tet, wird eine vorgegebene Spannung über den Schalter 120 von der Kathode der Batterie 121 zum Schaltelement 226 ge­ leitet, und dieses wird in den leitenden Zustand versetzt. Im Ergebnis wird die Versorgungsspannung der Batterie 121 an die automatische Triggerschaltung 225, die Timerschaltung 224, die Lichtquelle 223 usw. geleitet, die in Reihe zum Schaltelement 226 geschaltet sind. Die Timerschaltung 224 liefert ein Ausgangssignal hohen Pegels unmittelbar nach dem Aktivierungsstart durch die automatische Triggerschaltung 225 und sie steuert das Schaltelement 232 so an, daß es in den leitenden Zustand gelangt. Dann fließt ein großer Strom durch die Lichtquelle 223, und selbst dann, wenn der Schal­ ter 120 später automatisch in seinen offenen Zustand rückge­ setzt wird, wird das Schaltelement 226 im leitenden Zustand gehalten, und die Lichtemission ausgehend von der Lichtquel­ le 223 dauert an.

Andererseits wird nach dem Verstreichen einer vorgegebenen Zeit ab dem Aktivierungsstart das Ausgangssignal der Timer­ schaltung 224 auf niedrigen Pegel rückgesetzt. Demgemäß schaltet das Schaltelement 232 ab, und die Aktivierung der Lichtquelle 223 endet, und der durch das Schaltelement 226 fließende Strom wird kleiner als der Haltestrom, wodurch ein Umschalten in den Ausschaltzustand erfolgt. Demgemäß emit­ tiert die Lichtquelle 223 für eine vorgegebene Zeit nach der Betätigung des Schalters 221 Licht, und wenn die Lichtquelle 223 erlischt, endet die Aktivierung der Timerschaltung 224, wodurch überflüssiger Energieverbrauch verhindert werden kann.

Fig. 24 ist ein Schaltungsbeispiel für die in Fig. 23 darge­ stellte Lichtquelle-Steuerschaltung 119. Ein Timer-IC 224a weist zwei Komparatoren, ein von deren Ausgangssignalen be­ tätigtes RS-Flip-Flop sowie eine Bezugsspannungseinheit zum Zuführen von Bezugsspannungen von 1/3 und 2/3 der Versor­ gungsspannung zu den Komparatoren auf. Z. B. wird als Timer- IC ein IC mit niedrigem Energieverbrauch vom CMOS-Typ, wie als 555 bezeichnet, verwendet (Modell µPD555C von Nippon Electric Co.). Eine automatische Triggerschaltung 225 be­ steht aus einem Widerstand R1 und einem Kondensator C1, die in Reihe zwischen eine mit der Kathode der Batterie 121 ver­ bundene Leitung E1 und eine Leitung E2 auf mittlerem Poten­ tial geschaltet sind, und dieser Anschlußdraht P1 ist mit dem Anschluß TRIG des Timer-ICs 224a verbunden. Ferner sind zwischen die Leitung E1 und die Leitung E2 ein Widerstand R2 und ein Kondensator C2 in Reihe geschaltet, und dieser An­ schlußdraht P2 ist mit dem Anschluß DIS und dem Anschluß TH des Timer-ICs 224a verbunden. Die vom Timer gemessene Zeit wird durch die Zeitkonstante des Widerstands R2 und des Kon­ densators C2 bestimmt. Der Anschluß VCC des Timer-ICs 224a ist mit der Leitung E1 verbunden, und der Anschluß GND ist mit der Leitung E2 verbunden. Zwischen der Leitung E1 und der Leitung E2 liegt ein Kondensator C3, und ein Kondensator C4 ist zwischen den Anschluß CV und die Leitung E2 geschal­ tet. Der Anschluß VO, der der Ausgangsanschluß des Timer-ICs 224a ist, ist an den Eingang des Schaltelements 232, wie ein FET, über einen Widerstand R11 angeschlossen.

Andererseits ist der Schalter 120 über einen Widerstand R5 zwischen die Leitung E1 und den Anschlußdraht P3 geschaltet. Ein Widerstand R6 und ein Kondensator C5 sind zwischen die Leitung E3 (die mit der Anode der Batterie 122 verbunden ist) und den Anschlußdraht P3 geschaltet. Zwischen die Lei­ tung E1 und die Leitung E2 ist ein Schaltelement 226 wie ein Thyristor geschaltet, und der Eingang des Schalters ist mit dem Anschlußdraht P3 verbunden.

Ferner ist zwischen die Leitung E2 und die Leitung E4 ein Schaltelement 232 geschaltet, und zwischen die Leitung E4 und die Leitung E3 sind eine Konstantstromschaltung 230, ein Widerstand R7 und eine Lichtquelle 223a in Reihe geschaltet. Auf ähnliche Weise sind die Konstantstromschaltung 230, ein Widerstand R5 und eine Lichtquelle 223b in Reihe geschaltet; die Konstantstromschaltung 230, ein Widerstand R9 und eine Lichtquelle 223c sind ebenfalls in Reihe geschaltet; schließlich sind die Konstantstromschaltung 230, ein Wider­ stand R10 und eine Lichtquelle 223 in Reihe geschaltet, an die ein Summer 231 angeschlossen ist, um einen Ton zu erzeu­ gen. Die Konstantstromschaltung 230 stabilisiert den zu den Lichtquellen 223a bis 223d fließenden Strom, und z. B. wird als Konstantstromschaltung ein IC verwendet (Modell LM317L von National Semiconductor Co.).

Der Betrieb wird nachfolgend beschrieben. Wenn der Schalter 120 leitend wird, wird von der Leitung E1 über den Schalter 120 und den Widerstand R5 eine vorgegebene Spannung an das Schaltelement 226 gelegt, und dieses wird in den leitenden Zustand versetzt. Demgemäß wird die Versorgungsspannung zwi­ schen die Leitung E1 und die Leitung E2 gelegt, und das Po­ tential des Anschlußdrahts P1 und am Anschluß TRIG steigt stark an, und der Anschluß VO geht auf hohen Pegel. Dann wird die Spannung über den Widerstand R11 in das Schaltele­ ment 232 eingespeist und dieses wird in den leitenden Zu­ stand versetzt. Dann fließt ein großer Strom durch die Lichtquellen 223a bis 223d, so daß diese Licht emittieren, und es wird auch der Summer 231 aktiviert, so daß er einen Ton erzeugt. Danach wird das Schaltelement 226 selbst dann, wenn der Schalter 221 später öffnet, im leitenden Zustand gehalten, insofern der große Strom durch das Schaltelement 226 fließt. Der durch das Schaltelement 226 fließende Strom beträgt ungefähr 130 mA, was den Selbsthaltestrom Ith = 3 mA des Schaltelements 226 übersteigt.

Wenn die Versorgungsspannung zwischen die Leitung E1 und die Leitung E2 gelegt wird, steigt dagegen das Potential am An­ schlußdraht P2 exponentiell abhängig von der Zeitkonstanten an, die durch den Widerstand R2 und den Kondensator C2 be­ stimmt wird. Wenn das Potential nach dem Verstreichen einer vorgegebenen Zeitspanne ab dem Aktivierungsstart einen vor­ gegebenen Schwellenwert überschreitet, wird der Anschluß VO des Timer-ICs 224a auf niedrigen Pegel rückgesetzt. Dann schaltet das Schaltelement 232 ab, und die Aktivierung der Lichtquellen 223a bis 223d wird beendet, und der zum Schalt­ element 226 fließende Strom wird der kleine Strom des Timer- ICs 224a oder dergleichen, z. B. 0,8 mA. Im Ergebnis kann das Schaltelement 226 seinen Leitzustand nicht aufrechter­ halten, wodurch auch die Energiezufuhr zum Timer-IC 224a be­ endet wird. So werden die Lichtquellen 223a bis 223d abge­ schaltet, und die Aktivierung des Timer-ICs 224a endet, wo­ durch eine unnötige Belastung der Batterie 121 vermieden werden kann.

Fig. 25 ist ein Blockdiagramm, das den elektrischen Aufbau des in Fig. 3 dargestellten medizinischen Röntgengeräts zeigt. Das medizinische Röntgengerät 3 weist folgendes auf: eine Röntgenstrahlung-Erzeugungseinheit 2 zum Erzeugen von Röntgenstrahlung, eine Bestrahlungsröhre 1, die an der Röntgenbestrahlungsöffnung der Röntgenstrahlung-Erzeugungs­ einheit 2 abnehmbar befestigt ist, um Licht in Kreuzschlitz­ form zu emittieren, wie in Fig. 8 dargestellt, eine Röntgen­ strahl-Steuerschaltung 224 zum Steuern der Röntgenstrahlung- Erzeugungseinheit 2 sowie eine Spannungsquellenschaltung 243 zum Zuführen elektrischer Leistung zur Röntgenstrahl-Steuer­ schaltung 244.

Die Röntgenstrahlung-Erzeugungseinheit 2 weist folgendes auf: einen Hochspannungstransformator HT zum Erzeugen einer hohen Spannung aus einer Netz-Wechselspannungsquelle von z. B. 100 V; eine Röntgenröhre 250 zum Erzeugen von Röntgen­ strahlung, wenn von der Sekundärseite des Hochspannungs­ transformators HT eine hohe Spannung zugeführt wird; einen Nied 05788 00070 552 001000280000000200012000285910567700040 0002004420830 00004 05669erspannungstransformator FT zum Zünden der Wendel der Röntgenröhre 250; einen Lastwiderstand 251 für die Röntgen­ röhre 250 und eine Wendelstrom-Einstellschaltung 252 zum Einstellen des Wendelstroms. Um die elektrische Isolierung zu verbessern, sind Komponenten außer der Wendelstrom-Ein­ stellschaltung 252 in einen Ölbehälter 254 eingetaucht.

Die Netzspannungsquelle ist über eine Sicherung und einen Spannungsschalter 241 mit dem Röntgengerät 3 verbunden, und sie ist über ein Schutzrelais 246 mit der Röntgenstrahlung- Erzeugungseinheit 2 verbunden, und sie ist ferner über einen Wechselspannungsschalter 247 wie einen Triac sowie eine Ge­ genspannung-Schutzschaltung 248 wie eine Diode mit der Pri­ märseite des Hochspannungstransformators HT verbunden. Schließlich ist sie über einen Wechselspannungsschalter 249 wie einen Triac mit der Primärseite des Niederspannungs­ transformators FT verbunden. Die Netzspannungsquelle ist mit der Primärseite des Steuertransformators 242 verbunden, und an dessen Sekundärseite sind die Röntgenstrahl-Steuerschal­ tung 244 und die Spannungsquellenschaltung 243 angeschlos­ sen. Die Spannungsquellenschaltung 243 nimmt eine Gleich­ richtung des Wechselstroms vor und sie liefert eine stabili­ sierte Gleichspannung an die Röntgenstrahl-Steuerschaltung 244 wie auch an Anschlußelektroden 261a, 262a, die elek­ trisch mit Anschlußelektroden 261b, 262b der Bestrahlungs­ röhre 1 verbunden sind.

Die Lichtquelle-Steuerschaltung 119 ist in der Bestrahlungs­ röhre 1 so untergebracht, wie es in den Fig. 22 bis 24 dar­ gestellt ist, und die Versorgungsspannung wird von der Span­ nungsquellenschaltung 243 über die Verbindungselektroden 261b, 262b statt durch eine eingebaute Batterie 121 gelie­ fert.

Der Betriebsablauf der Röntgenstrahlerzeugung wird nachfol­ gend kurz beschrieben. Wenn der Radiologe den mit der Rönt­ genstrahl-Steuerschaltung 224 verbundenen Belichtungsschal­ ter 245 betätigt, leitet das Schutzrelais 246, und der Wech­ selspannungsschalter 249 wird ebenfalls leitend, wodurch ein Strom durch den Niederspannungstransformator FT fließt, wo­ durch die Wendel der Röntgenröhre 250 betrieben wird. Etwa zwei Sekunden später ist die Wendel ausreichend aufgeheizt, und der Wechselspannungsschalter 247 leitet, und es fließt ein Strom in den Hochspannungstransformator HT. Es wird dann für eine vorgegebene Zeit eine hohe Spannung an die Röntgen­ röhre 240 angelegt, wodurch diese in dieser Zeit Röntgen­ strahlung emittiert. Gleichzeitig wird eine dem Hochspan­ nungsstrom entsprechende Spannung an den Enden des Last­ widerstands 251 erzeugt, und diese wird von der Wendelstrom- Einstellschaltung 252 überwacht. Wenn der Hochspannungsstrom ansteigt, regelt die Wendelstrom-Einstellschaltung 252 die Stromstärke für den Wechselspannungsschalter 249 so ein, daß sich der Wendelstrom verringert. So kann die Röntgenstrah­ lungsmenge von der Röntgenröhre 250 schließlich stabilisiert werden. Nach dem Verstreichen einer vorgegebenen Zeit ab dem Start des Anlegens der Hochspannung wird der Wechselstrom­ schalter 247 geöffnet und die Erzeugung von Röntgenstrahlung endet. Geringfügig später wird das Schutzrelais 246 geöff­ net, und daher kann die Hochspannung sicher abgeschaltet werden, wenn der Wechselstromschalter 247 fehlerhaft arbei­ tet.

Fig. 26 ist eine perspektivische Teilansicht, die eine Aus­ führungsart veranschaulicht, bei der die Bestrahlungsröhre 1 am Gehäuseende 55 der Röntgenstrahlung-Erzeugungseinheit 2 angebracht ist. Die Verbindungselektroden 261b, 262b sind am Befestigungsende des Röhrenkörpers 101 vorhanden, und wenn eine Montage am Ende 55 der Röntgenstrahlung-Erzeugungsein­ heit 2 erfolgt, werden die Verbindungselektroden 261a, 262a sowie die Verbindungselektroden 261b, 262b elektrisch mit­ einander verbunden. Ferner wird die Bestrahlungsröhre 1 durch ein in den Röhrenkörper 101 gebohrtes Montageloch 58 an der Röntgenstrahlung-Erzeugungseinheit 2 befestigt (durch Anziehen einer Schraube 56 in der Röntgenstrahlungsöffnung 142).

Beim Ausführungsbeispiel ist es nicht erforderlich, eine Spannungsquelle in der Bestrahlungsröhre 1 selbst unterzu­ bringen, und ferner ist eine Verringerung der Größe und des Gewichts möglich. Darüber hinaus wird stabile Lichtstärke erzielt, da der Röhre von der Spannungsquellenschaltung 243 eine stabile Spannung zugeführt wird. Daher kann die Kon­ stantstromschaltung 230 zum Stabilisieren der Spannungsquel­ le weggelassen werden.

Die Erfindung kann beim Kennzeichnen der Emissionsposition nicht nur von Röntgenstrahlung, sondern auch von anderen unsichtbaren elektromagnetischen Wellen verwendet werden wie Infrarotstrahlung, Ultraviolettstrahlung und Laserlicht, und daher kann die Erfindung auf dem Gebiet der Zahnmedizin wie auch auf anderen medizinischen Gebieten angewandt wer­ den.

Claims (7)

1. Positionsanzeigendes medizinisches Gerät, mit

• - einer Röntgenstrahlung führenden und emittierenden Bestrahlungsröhre (17; 101) mit einem hohlen Teil zum Durchlassen der Röntgenstrahlung; und mit
• - mehreren optischen Einrichtungen (23, 24; 105), die jeweils sichtbares Licht in Form einer Ebene (25, 26; 126, 127) erzeugen, wobei
• - die mehreren optischen Einrichtungen (23, 24; 105) mit Abständen ent­ lang des Umfangs der Bestrahlungsröhre (17; 101) angeordnet sind, den hohlen Teil der Bestrahlungsröhre (17; 101) außen umgeben und durch das sichtbare Licht in Form einer Ebene (25, 26; 126, 127) zwei Lichtebenen (25, 26; 131, 132) erzeugen, die in der Projektion als Fadenkreuz erscheinen; und wobei
• - der Mittelpunkt des Fadenkreuzes mit einer durch die Ausbreitungsrich­ tung der Röntgenstrahlung definierten Mittelachse (22) eines Strahlungskonus (16) der Röntgenstrahlung zusammenfällt.

2. Gerät nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß die op­ tischen Einrichtungen (23, 24) für sichtbares Licht mit einer Lichtquelle zum Erzeugen sichtbaren Lichts und mit einer Linse zum Fokussieren des sichtbaren Lichts der Lichtquelle in Form einer Ebene versehen sind.

3. Gerät nach einem der Ansprüche 1 oder 2, dadurch gekenn­ zeichnet, daß das sichtbare Licht in Form einer Ebene die Achse der unsichtbaren elektromagnetischen Welle schneidet.

4. Gerät nach einem der Ansprüche 1 bis 3, dadurch gekennzeich­ net, daß das sichtbare Licht in Form einer Ebene die Achse der unsichtbaren elektromagnetischen Welle rechtwinklig schneidet.

5. Gerät nach einem der Ansprüche 2 bis 4, dadurch gekennzeich­ net, daß ein Bedienschalter (32, 42) zum Steuern des Ein- und Ausschaltens der Lichtquelle am Außenumfang des Röhrenkörpers (17) vorhanden ist und daß die Lichtquelle für eine vorgegebene Zeitspanne eingeschaltet wird, wenn der Bedienschalter betätigt wird.

6. Gerät nach einem der Ansprüche 2 bis 5, dadurch gekennzeich­ net, daß die Lichtquelle eine lichtemittierende Diode ist.

7. Gerät nach einem der Ansprüche 1 bis 6, dadurch gekennzeichnet, daß der Röhrenkörper (17) eine in ihn eingebaute Batterie (31, 121) zum Zuführen elektrischer Energie zu den optischen Einrichtungen (23, 24) aufweist.