FI119909B

FI119909B - Hampaiden panoraamanäyttöinen röntgenkuvauslaitteisto

Info

Publication number: FI119909B
Application number: FI964677A
Authority: FI
Inventors: Yoshinori Arai
Original assignee: Morita Mfg; Univ Nihon
Priority date: 1995-11-22
Filing date: 1996-11-22
Publication date: 2009-05-15
Also published as: DE19648076C2; JPH09140701A; FI964677A0; JP3441578B2; FI964677A; DE19648076A1; US5784429A

Description

Hampaiden panoraamanäyttöinen röntgenkuvauslaitteisto Keksinnön taustaa 5 1. Keksinnön ala

Keksintö koskee hampaiden panoraamanäyttöistä röntgenkuvauslait-teistoa, jonka avulla voidaan saada tietoa satunnaisesti valitusta kaareutuvasta tomografisesta tasosta kaksiulotteisena panoraamakuvana.

10 Röntgenkuvauslaitteisto käsittää röntgensädelähteen röntgensäteiden lähettämiseksi kohteeseen; elimet kohteen läpi kulkeneiden röntgensäteiden kuvan havaitsemiseksi; 15 - elimet röntgensädelähteen ja röntgensäteiden havait- semiselimien pyörittämiseksi integraalisesti kohteen ympäri; elimet röntgensäteiden havaitsemiselimistä tulevien kuvatietojen tallentamiseksi kääntöelimien toiminnan aikana; ja 20 - elimet kuvatietojen käsittelemiseksi tomografisen, haluttua tomografiatasoa myötäilevän tomografiakuvan muodostamiseksi kuvatietojen tallentamiseen tarkoitettuihin elimiin tallennetun kuvatiedon perusteella sekä tomografiakuvan laskentaprosessin suorittamiseksi, 25 jolloin kuvatietojen käsittelyelimet hakevat kuvatietojen tallennus-elimistä kehyskuvat, ja haetuille kehyskuville suoritetaan yhdistä-misprosessi samalla kun niiden sijaintia siirretään valitun siirtoetäisyyden mukaisesti muodoltaan röntgenrakosäteitä vastaavan rakokuvan leveyssuunnassa.

30 2. Tekniikan tason kuvaus

Japanilaisesta patenttijulkaisusta nro JP-2029329 B (Kokoku) tunnetaan ennestään digitaalinen panoraamanäyttöinen 35 röntgenkuvauslaitteisto, jossa hammaskaaren kuvatietoa saadaan röntgenkuva-anturin avulla muuntamalla röntgensäteet sähköisiksi signaaleiksi. Röntgenfilmin asemesta kuvatieto talletetaan muistiin tai vastaavaan, minkä jälkeen suoritetaan ennalta määritelty 2 laskentaprosessi satunnaisesti valittua tomografiatasoa vastaavan tomografiakuvan laskemiseksi. Hammaskaaren kuvatietojen tallentamisen jälkeen voidaan laitteistolla valita haluttu tomografiataso satunnaisesti valitun tomografiakuvan aikaansaamiseksi. Toisin sanoen 5 laitteistolla voidaan tuottaa erilaisia tomografiakuvia ainoastaan yhdellä röntgenkuvauskäsittelyllä.

Toinen digitaalinen panoraamanäyttöinen röntgenkuvauslaitteisto, jossa käytetään tällaista laskentaprosessia tomografiakuvan aikaansaami-10 seksi, on esitetty japanilaisessa patenttijulkaisussa JP-4144548A. Tällä laitteistolla lasketaan ensimmäinen tomografiakuva, joka vastaa tutkittavaa hammaskaarta myötäilevää ensimmäistä tomografiatasoa, minkä jälkeen lasketaan toinen tomografiakuva, joka vastaa toista tomografiatasoa, johon kuuluvat kuvan tarkastelua haittaavat 15 kaulanikamat, alaleuan luun reunat jne, minkä jälkeen saadulle toiselle tomog rafiaku valle tehdään laskentaprosessi, kuten käänteisprojektiokonversio, ja tämä estevarjokuva vähennetään ensimmäisestä tomografiakuvasta, jolloin saadaan tomografiakuva, jossa esteen varjostuman taso on pienentynyt.

20 Tällaisten ennestään tunnettujen digitaalisten panoraamanäyttöisten röntgenkuvauslaitteistojen avulla voidaan kuitenkin saada vain yksi tomografiakuva, joka myötäilee haluttua tomografiatasoa. Huomattavan paksulta hammaskaarelta on tämän vuoksi mahdotonta saada riittävää 25 tietoa.

Jotta kuvan epäselvyyttä voitaisiin vähentää, on käytettävä kapeita säteitä, joissa röntgensäteiden leveyttä on pienennetty. Tämä puolestaan alentaa röntgensäteiden käyttötehoa, jolloin kuvaukseen vaadit-30 tava aika pitenee.

Keksinnön yhteenveto

Keksinnön tarkoituksena on saada aikaan hampaiden panoraamanäyt-35 töinen röntgenkuvauslaite, jonka yhteydessä voidaan käyttää leveitä röntgensäteitä ja saada aikaan tomografiakuva, jossa kuvan epäselvyyttä on vähennetty.

3

Keksinnön mukaiselle hampaiden panoraamanäyttöiselle röntgenku-vauslaitteistolle on tunnusomaista se, että lasketaan useita tomografiakuvia, jotka käsittävät tietyn tomografiatason tomografiakuvan ja toisen tomografiatason tomografiakuvan ja jotka 5 vastaavat useita röntgensäteiden lähettämissuunnassa peräkkäin järjestettyjä tomografiatasoja, jotka käsittävät edellämainitut tietyn tomografiatason ja toisen tomografiatason, ja näiden useiden tomografiakuvien välillä suoritetaan konvoluutioprosessi tai Fourier-muunnosta käyttävä taajuusprosessi kuvan tiheydelle, jolloin häiriöt 10 saadaan poistettua edellämainitusta tietystä tomografiakuvasta.

Keksinnön mukaisesti konvoluutioprosessi tai taajuusprosessi suoritetaan käyttämällä useita tomografiakuvia, jolloin on mahdollista saada aikaan häiriötön tomografiakuva. Taajuusprosessi on prosessi, jossa 15 kuvaa tarkastellaan summittaisesti taajuustilassa nopean Fourier-muunnoksen (FFT) suorittamisen jälkeen, minkä jälkeen kuva palautetaan alkuperäiseen muotoon suorittamalla käänteinen nopea Fourier-muunnos. Mikäli röntgenkuvan käsittely suoritetaan leveillä röntgensäteillä on mahdollista saada aikaan selvä tomografiakuva edellä maini-20 tun häiriönpoiston avulla silloinkin kun tomografiakuvat ovat epäselviä.

Leveiden röntgensäteiden avulla saavutetaan seuraavia etua: 1) häiritsevien varjostumien, kuten kaulanikamien vaikutusta 25 voidaan vähentää; 2) röntgensäteiden käyttöteho paranee ja röntgensädeputken virtaa voidaan pienentää, jolloin vähennetään röntgensädeputken kuormitusta; ja 3) voidaan käyttää laajakuva-alueisia röntgensäteiden havait- 30 semiselimiä, jolloin kuvausteho paranee.

Keksinnölle on vielä tunnusomaista se, että kahdelle tai useammalle tomografiakuvalle suoritetaan häiriöiden poistoja tomografiakuvat, joista häiriöt on poistettu yhdistetään keskenään, jolloin saadaan 35 yhdistetty tomografiakuva.

4

Yhdistämällä keksinnön mukaisesti keskenään tomografiakuvat, joista häiriöt on poistettu, voidaan aikaansaada röntgentomografiakuva, jossa häiriötekijöitä on vähennettyjä terävyyttä parannettu.

5 Piirustusten lyhyt kuvaus

Keksinnön muita kohteita, piirteitä ja etuja havainnollistetaan paremmin seuraavassa selityksessä viittaamalla oheisiin piirustuksiin, joissa: 10 kuva 1 on lohkokaavio, joka esittää keksinnön yhtä suoritusmuotoa; kuva 2 on vuokaavio, joka esittää koko laitteiston toimintamenetelmää; 15 kuva 3 on kaavio, joka esittää panagrafian periaatetta; kuva 4 on kaavio panoraamanäyttöisestä röntgenkuvauslaitteis-tosta, jossa käytetään röntgensädeanturina varaussiirtore-kisteriä (charge coupled device, CCD) röntgensädeanturina; 20 kuva 5 on lohkokaavio kuvan 4 laitteiston sähköjärjestelmästä; kuva 6 on vaihtoehtoinen esimerkki sähköjärjestelmästä; 25 kuva 7 on kaavio, joka esittää röntgenkuvailmaisimeen 3 sijoitettujen sekundääriraon 34 ja varaussiirtorekisterin 33 kuva-alueen välistä suhdetta; kuva 8 on kaavio, joka esittää röntgenkuvailmaisimeen 3 sijoitettu- 30 jen sekundääriraon 34 ja varaussiirtorekisterin 33 kuva-alu een välistä suhdetta; kuva 9 on kaavio, joka esittää esimerkkiä siitä, miten varaussiirtorekisterin rivejä ohjataan eri kellopulssitaajuuksilla; kuva 10 on kaavio keksinnössä käytetyn panagrafian periaatteesta; 35 5 kuva 11 on vuokaavio, joka esittää keksinnön mukaista häiriönpois-toprosessia; ja kuva 12 on vuokaavio, joka esittää erityistä esimerkkiä keksinnön 5 mukaisesta häiriönpoistoprosessista.

Edullisten suoritusmuotojen yksityiskohtainen kuvaus

Keksinnön edullisia suoritusmuotoja selostetaan seuraavassa viittaa-10 maila piirustuksiin.

Kuva 1 on lohkokaavio, joka esittää yhtä keksinnön suoritusmuotoa. Röntgenlähde 2 ja röntgenkuvailmaisin 3 on sijoitettu siten, että ne ovat vastakkain, esineen 1 ollessa niiden välissä. Röntgensäde 2 ja rönt-15 genkuvailmaisin 3 on kiinnitetty kääntölaitteen 4 varren eri päätyihin. Röntgenlähde 2 on varustettu primääriraolla ja se kehittää röntgensäteitä, jotka ovat pystysuuntaisesti pitkänomaisia ja samansuuntaisia kier-toakselin kanssa ja joita lähetetään kohteeseen 1.

20 Röntgenkuvailmaisin 3 havaitsee kaksiulotteisesti kohteen 1 läpäisevän röntgensädekuvan pystysuunnassa pitkänomaisena rakokuvana, ja muuttaa kuvan sähkösignaaleiksi. Röntgenkuvailmaisimena 3 voidaan käyttää tunnetun tekniikan mukaista röntgenilmaisinta. Tällaisia rönt-genkuvailmaisimia ovat esimerkiksi röntgensäteen näkyväksi valoksi 25 muuttavaa tuikeainetta sisältävä röntgenkamera, tuikeaineen muodostaman kuvan erityisen herkiksi sähkösignaaleiksi muuttava piivahvis-tinputki (silicon intensified tube, SIT), röntgensädevaraussiirtorekisteri (CCD), jossa käytetään piivahvistinputken asemesta puolijohdepiiriä, metallioksidipuolijohdepiiri-, eli MOS-anturi, ja fluorisoiva röntgensä-30 teiden vahvistin.

Kääntölaitteen 4 varsi on tuettu pyöriväksi ja se pyörii kuvankäsittely-yksikön 6 syöttämän ohjaussignaalin mukaisella jatkuvalla kulmanopeudella. Kuvantallennusyksikkö 5 tallentaa varren pyöriessä jatkuvasti 35 kohteesta 1 tulevaa kuvatietoa röntgenkuvailmaisimelta 3. Kuvantal-lennusyksiköksi soveltuu esim. videonauhuri, videosignaalia nauhoittava laite kuten optinen levy, tai magneto-optinen levy, ja puolijohde-muistilaite, kuten suurikapasiteettinen luku-ja kirjoitusmuisti (RAM).

6

Kuvankäsittely-yksikkö 6, joka voidaan toteuttaa tietokoneessa tai vastaavassa, suorittaa laskentaprosessin kuvantallennusyksikköön 5 tallennetun kuvainformaation perustella, minkä lisäksi se ohjaa koko lait-5 teiston toimintaa. Syöttölaite 6a, kuten näppäimistö, jolla käyttäjä syöttää tietoa, on yhdistetty kuvankäsittely-yksikköön 6. Kuvankäsittelyllä kuvankäsittely-yksikössä 6 aikaansaatu panoraamakuva tallennetaan kuvamuistiin 7 ja syötetään tulostusyksikköön 8, joka sisältää kuvan-näyttölaitteen, kuten katodisädeputken (CRT), tai nestekidenäyttölait-10 teen, tai paperitulostimen, joka tulostaa kuvan.

Kuva 2 on vuokaavio, joka esittää koko laitteiston toimintaperiaatetta. Kun kääntölaite 4 on käytössä, röntgenlähde 2 lähettää röntgensäteitä kohteeseen 1, ja röntgensädekuvailmaisin 3 vastaanottaa kohteen 1 15 läpäisseitä röntgensäteitä ja muuttaa saadun röntgenkuvatiedon sähköisiksi kuvasignaaleiksi. Sähkösignaaleilla on esimerkiksi sama sig-naalimuoto kuin televisiojärjestelmissä käytettävissä videosignaaleissa. Kuvia tallennetaan kuvantallennusyksikössä 5 jatkuvasti 30 kuvan sekuntivauhdilla (vaihe S1). Kehyskuva muodostetaan pystysuuntai-20 sesti pitkänomaisena rakokuvana, joka vastaa muodoltaan röntgenra-kosäteitä. Kun röntgenkuvailmaisinta siirretään esimerkiksi puolet kohteen 1 ympärysmitan matkalta 30 sekunnin ajan, saadaan 900 kehyskuvan sarja. Tällaisilla kehyskuvilla ei tarvitse olla jatkuvan signaalin muotoa kuten edellä mainitulla videosignaalilla. Kuvanmuodos-25 tus voidaan suorittaa ajoittaisesti lyhyellä syklillä, ja saadut kuvat voidaan sitten muuttaa sähkösignaaleiksi.

Tämän jälkeen haetaan noutoväli, joka ilmaisee milloin tietyin aikavälein järjestetyt kehyskuvat on haettu kuvantallennusyksikköön 5 tallen-30 nettujen jatkuvatallenteisten kehyskuvien sarjoista, ja valitaan välimatka tai siirtoetäisyys noudettujen kehyskuvien yhdistämiseksi niiden sijaintien siirtämiseksi ennalta määriteltyjen välimatkojen perusteella rakokuvan leveyssuunnassa (vaihe S2). Vastaavat kehyskuvat haetaan peräkkäin valituin noutovälein digitaalisignaalimuodossa, minkä jälkeen 35 niille suoritetaan yhdistämisprosessi samalla kun sijaintia siirretään valitun siirtoetäisyyden mukaisesti (vaihe S3). Noutoväli ja siirtoetäisyys voidaan valita sattumanvaraisesti. Edellä esitetyn yhdistämis-prosessin mukaisesti saadaan tietyn tomografiatason panoraamanäyt- 7 töinen kuva. Tämä panoraamanäyttöinen kuva tallennetaan kuvamuistiin 7 ja tarvittaessa näytetään tulostusyksiköllä 8 tai tulostetaan paperi-tulostimella (vaihe S4).

5 Symbolit S 1a, S3a ja S4a esittävät kaavamaisesti esimerkkejä vaiheissa saaduista kuvista.

Edellä esitetyn menetelmän periaate tietyn tomografiatason mukaisten panoraamanäyttöisten kuvien aikaansaamiseksi hakuvälin ja siirtoetäi-10 syyden mukaisesti on vastaava kuin menetelmässä, jossa röntgensä-delähdettä ja filmiä siirretään tavanomaisessa filmipanoraamanäyttöi-sessä röntgenkuvalaitteessa suhteessa ennalta määriteltyyn tasoon siten, että saadaan tietyltä tomografiatasolta panoraamanäyttöinen kuva. Sitä vastoin digitaalinen järjestelmä on erilainen siten, että summittai-15 sesti valitun tomografiatason riittävä panoraamanäyttöinen kuva voidaan muodostaa valitsemalla noutoväli ja siirtoetäisyys kuvausprosessin jälkeen.

Kuva 3 on kaavio, joka kuvaa panagrafian periaatetta. Jos oletetaan, 20 että röntgensäteitä 11 pyöritetään pyörimiskeskuksen 12 ympäri myötäpäivään, muodostuu röntgensäteiden 11 mukana pyörivän röntgenku-vailmaisimen 3 ruudulle 3a kohteen tomografiatason A kuva, joka kulkee röntgenkuvailmaisinruudulla 3a vasemmalta oikealle kuvauslaitteelta 3b katsottuna. Vastaavalla tavalla röntgenkuvailmaisimen ruu-25 dulle 3a muodostuu myös kohteen tomografiatason A1 kuva, joka kulkee ruudun poikki samassa suunnassa. Tässä tapauksessa kuva kulkee ruudun läpi kuitenkin nopeammin kuin tomografiatasolla A, koska suurempi välimatka erottaa tomografiakuvan pyörimiskeskuksesta 12. Kun noutoväli ja siirtoetäisyys valitaan näiden kuvien liikenopeuksien 30 perusteella voidaan kohteen panoraamanäyttöinen kuva muodostaa tomografiatasolla A tai A1 liikenopeuden tahdissa.

Kun noutoväli ja siirtoetäisyys ovat vakiot, saadun tomografiakuvan muoto on kuvan 3 mukaisesti kaarimainen. Noutovälin ja siirtoetäisyy-35 den ei kuitenkaan tarvitse olla vakioita yhdessä prosessissa. Kun ne muutetaan suhteessa röntgensäteiden pyörimiskeskuksen liikkeeseen voidaan saada samanlainen panoraamanäyttöinen kuva jopa sellaisella 8 tomografiatasolla, kuten hammaskaarella, jossa kaarevuus muuttuu sijainnin mukaan.

Noutoväli ja siirtoetäisyys voidaan valita ilmaisinprosessissa saatujen 5 tulosten perusteella, jolloin ilmaisinprosessissa jatkuvasti kuvantallen-nusyksikköön 5 tallennettu kehyskuvien sarja muodostetaan uudelleen, ja liikkuvan kohdekuvan nopeus havaitaan uudelleen muodostetussa kuvassa. Toisin sanoen kuvat, joiden lävitse röntgensäteet ovat kulkeneet tulevat näkyviin uudelleen muodostettuina, joskin epäselvinä kuvi-10 na, jolloin saadaan selville kohdekuvien liikenopeus. Nopeutta mitattaessa noutoväli n ja siirtoetäisyyden lähtöarvot, jotka ovat riittäviä kohteen tomografiatason panoraamakuvan saamiseksi, voidaan tällöin laskea helposti. Valittu noutoväli ja siirtoetäisyys syötetään kuvankäsittely-yksikköön 6 syöttölaitteen 6a, kuten näppäimistön avulla.

15 Tällä tavalla on mahdollista muodostaa uudelleen summittaisesti valitun tomografia kuva n panoraamakuva suorittamalla vain yksi röntgen-kuvakäsittely.

20 Seuraavaksi kuvataan esimerkkiä, jossa summittaisesti valitun tomo-grafiakuvan panoraamakuva on muodostettu uudelleen suorittamalla röntgensädevaraussiirtorekisterille (CCD) aikaviiveintegrointi.

Kuva 4 esittää kaaviota panoraamanäyttöisestä röntgenkuvauslaitteis-25 tosta, jossa käytetään röntgensädevaraussiirtorekisteriä (CCD). Kohde 1, joka on esimerkiksi ihmisen pää, asetetaan röntgensäteiden säteilyväylälle röntgensädelähteen 2 ja röntgenkuvailmaisimen 3 välille, jotka on järjestetty keskenään vastakkain. Röntgensäde 2 ja röntgen-kuvailmaisin 3 on kiinnitetty pyöritettävissä olevan varren 4a päihin. 30 Röntgenkuvailmaisin 3 käsittää tuikeaineen 31, joka muuttaa törmäävät röntgensäteet näkyväksi valoksi, optisen kuitulevyn 32, joka johtaa tuikeaineen 31 muodostamaa kuvaa, ja esimerkiksi täysku-vasiirtotyyppinen (FFT, full frame transfer) varaussiirtorekisteri 33, joka muuntaa optisen kuidun 32 johtaman kuvan sähkösignaaleiksi. Varren 35 moottori 4b pyörittää vartta 4a. Kulmanilmaisin 4f havaitsee varren 4a pyörimiskulman. Kulmanilmaisin 4f käsittää varren moottorin 4b pyörin-täakseliin kiinnitetyn nostonokan 4c, ja potentiometrin 4d, jossa liikuteltavissa olevaa kosketinta siirrellään nostonokan 4c avulla. Varren 4a 9 pyörinnän kulmanopeus saadaan selville takometrigeneraattorin 4e avulla.

Kuva 5 on lohkokaavio kuvan 4 laitteiston sähköjärjestelmästä. CCD-5 laitteella 33 otettu kuva muodostetaan aikaviiveintegrointi-menetel-mällä (TDI) varaussiirtorekisterin ohjainpiirin 23 avulla, jonka toiminta-ajoitusta ohjaa keskusyksikkö 24. Kuvasignaali muunnetaan digitaaliseksi signaaliksi A/D-muuntimen (analoginen/digitaalinen) 25 avulla, minkä jälkeen se syötetään keskusyksikköön 24. Keskusyksikkö 24 10 kirjoittaa kuvasignaalin kuvamuistiin (VRAM) 7, kuten dynaamiseen ha-kumuistiin. Kuvamuistiin 7 kirjoitettu kuva luetaan kuvanlukupiirillä 8a, jonka jälkeen se näytetään panoraamanäyttöisenä röntgentomografia-kuvana kuvannäyttölaitteessa 8b.

15 TDI-kellosignaali varaussiirtorekisterin 33 ohjaamiseksi saadaan kertomalla analogisella kertojalla 21 takometrigeneraattorista 4e saatavan kulmanopeuden ω arvo kulman Θ funktiolla f(0), joka saadaan kulmail-maisimelta 4f, ja muuntamalla saadun kertolaskun tulos jännite/taajuus-muuntimella 22 (V/F-muunnin). Kulmailmaisimen 4f nostonokan4c 20 muoto määräytyy filmin syöttönopeuden ja varren pyörimiskulman Θ välisen suhteen perusteella. Takometrigeneraattori 4e muodostaa tasa-suuntauspiirin 4g, joka muuttaa kulmanopeutta ω vastaavan vaihto-jännitesignaalin tasajännitesignaaliksi.

25 Kuva 6 on lohkokaavio sähköjärjestelmän toisesta suoritusmuodosta. Tässä esimerkissä TDI-kellosignaalin taajuus lasketaan keskusyksikön 24 suorittamassa digitaalisessa laskentaprosessissa. Kuvassa 5 olevia komponentteja vastaavat komponentit on merkitty samoilla viitenumeroilla.

30

Funktion f(0) arvot syötetään taulukkomuodossa keskusyksikön (24) muistiin. Kulmailmaisimen 4f ja takometrigeneraattorin 4e tulosteet muutetaan digitaalisiksi A/D-muuntimilla 25b ja 25a, minkä jälkeen ne syötetään keskusyksikköön 24. Keskusyksikkö 24 laskee ennaltamääri-35 teltyjen ohjelmien perusteella laskutoimituksen F = 1/k x f(0) x ω /d, jossa F on kellosignaalin taajuus, k on vakio, f(0) on funktion f(0) arvo, joka määrää tomografisen käyrän, ja d on yhden pikselin leveys.

10

Lisäksi keskusyksikkö 24 suorittaa prosesseja ja ohjauksia TDI-kello-signaalin synnyttämiseksi.

Seuraavaksi kuvataan esimerkkiä, jossa röntgensädevaraussiirtorekis-5 terille suoritetaan aikaviiveintegrointi-ohjaus (TDI-ohjaus). Samalla kuvataan useiden panoraamanäyttöisten tomografiakuvien muodostamista uudelleen yhdessä röntgen kuvausprosessissa.

Kuvat 7 ja 8 ovat kaavioita, jotka kuvaavat röntgenkuvailmaisimeen 3 10 järjestettyjä sekundääriraon 34 ja CCD-laitteen 33 kuva-alueita. Oletetaan, että sekundääriraon 34 kuva muodostetaan yhden tai useamman CCD-laitteen 33 kuva-alueelle. Tässä tapauksessa kuvauksen mittakaava on 1 : nx x:n suunnassa tai sekundääriraon 34 pituussuuntaa vastaan kohtisuorassa suunnassa, ja 1 : ny y:n suunnassa. Sekundää-15 riraon 34 leveys on noin 5 mm, ja tällä hetkellä saatavissa olevan CCD-laitteen 34 kuva-alue on 8 mm. Tällöin esimerkissä nx = 1. Käytettävien kuva-antureiden määrän ja koon mukaisesti voidaan kuva mitta kaava ny raon pituussuunnassa asettaa välille 1—20.

20 Varaussiirtorekisterin kuva-alueen pikselit, joiden koko on a b (a=riviväli, b=sarakeväli) vastaavat pikseleitä (nx x a) (ny x b) sekun-däärirakotasolla. Tällöin kuvien 7 ja 8 yleiskuvissa sekundääriraon optiset pikselit 1-n vastaavat varaussiirtolaitteen siirtopikseleitä 1-n. Sekundäärirao n pituussuunnassa muodostetaan samankaltaisuus. 25 Yhden suoran linjan kuva sekundääriraon suunnassa muodostetaan tällöin yhdelle varaussiirtorekisterin linjalle.

Kun varaussiirtorekisterin ohjauspiiristä 23 on kuvan 5 mukaisesti valittu sopivat kellopulssit, siirretään kuva tallennusalueelta 3a tallen-30 nusalueelle 33b, minkä jälkeen se luetaan siirtorekisterin 33c kautta. Luettu kuva siirretään A/D-muuntimeen 25. Normaalitoiminnassa kuvanmuodostusiaika on noin 20 ms varaussiirtorekisterin kellon standardin mukaisella pulssinopeudella. Tietyn ajan kuluttua kuva syötetään tallennusalueelle kellon pulssin mukaisella nopeudella. Tällöin kello 35 sykkii varaussiirtorekisterin rivien määrän edellyttämän määrän. Tällöin 300-rivisen varaussiirtorekisterin ja 2 ms:n pulssiajan perusteella kuvausalue tyhjenee 0,6 ms:n ajassa ja uusi kuva voidaan ottaa välittömästi.

11

Tuikeaineeseen 31 saatu optinen kuva muodostetaan varaussiirtorekis-teriin 33 ja syntynyt siirtokuva syötetään ennalta määritetyllä kellon pulssinopeudella kuvausalueelta tallennusalueelle kellon pulssin mukai-5 sella nopeudella. Tässä tapauksessa kuva luetaan siirtorekisterin kautta rivi kerrallaan kellon pulssin mukaisella nopeudella, jolloin kuva-tietoa kerätään. Kellon pulssinopeus valitaan siten, että siirtokuvan nopeus x:n suunnassa vastaa sekundäärirakotasolle siirretyn tavanomaisissa filmiä käyttävissä tomografioissa sovellettavaa nopeutta.

10

Kuvan 8 mukaisesti varaussiirtorekisteri 33 jaetaan sarakkeisiin b1-bm. Jokaisen sarakkeen varaukset siirretään riviltä seuraavalle riville, minkä jälkeen ne syötetään tallennusalueelle 33b tai suoraan siirtorekis-teriin 33c kellon pulssin mukaisella nopeudella. Prosessin nopeus mää-15 rätään siirtokellon pulssinopeuden perusteella. Tomografiataso, jonka kuva voidaan muodostaa teräväksi saadaan seuraavan kaavan perusteella: f - v/a x d / (L - d) 20 jolloin d on filmin ja kohteen välinen etäisyys, L on filmin ja röntgensä-delähteen välinen etäisyys, v on röntgensädelähteen nopeus kohdetta vastaan kohtisuorassa suunnassa, a on varaussiirtorekisteririvin leveys ja f on kellon pulssitaajuus.

25

Kuva 9 on kaavio esimerkistä, jossa varaussiirtorekisterin rivejä ohjataan eri kellopulssitaajuuksien perusteella. Useita varaussiirtorekisterin sarakkeista b1-bm ohjataan eri kellopulssitaajuuksien t1-tk perusteella. Tässä tapauksessa jokainen kellopulssitaajuus vastaa yhtä 30 tomografiatasoa. Ohjaus voidaan suorittaa yhdenmukaisesti varaussiir-torekisterillä hajautettuna. Kuvassa 9 sarakkeita b2, b4, b6, b8 ja b10 ohjataan kellon pulssitaajuuden t1 perusteella, sarakkeita b3, b7 ja b11 ohjataan kellopulssin t2 perusteella ja sarakkeita b1, b5, b9ja b12 jne. ohjataan kellopulssin t3 perusteella. Tämä tarkoittaa sitä, että sarak-35 keitä ohjataan varaussiirtorekisterin ylemmällä osuudella kellon pulssi-taajuuksien perusteella, jotka vastaavat kolmea eri tomografiatasoa, ja laitteen kahdentoista sarakkeen jälkeisiä sarakkeita ohjataan vain yhdellä kellopulssitaajuudella. Tällöin kuvan 9 esimerkin mukaisesti 12 kolme eri tomografiatasoa, jotka vastaavat kellopulssitaajuuksia t1, t2 ja t3 voidaan havaita ylemmältä kuvatasolta. Sitä vastoin alemmalla kuvaosuudella muodostuu vain yhden tomografiatason, eli kellopulssi-taajuutta t3 vastaavan tomografiatason kuva.

5 Tällöin ohjaamalla varaussiirtorekisterin sarakkeita eri kellopulssitaa-juuksilla voidaan samanaikaisesti muodostaa tomografiakuvia, jotka vastaavat useita tomografiatasoja.

10 Seuraavaksi kuvataan prosessia, jossa häiriöitä poistetaan tomografia-kuvista.

Kuva 10 on kaavio, jossa kuvataan keksinnössä käytettävän panagra-fian periaatetta. Röntgensädelähde 2 asetetaan pään takaosaan suh-15 teessä olennaisesti U:n muotoiseen alaleukaan 1a. Röntgensäteet 11, joiden vaakasuuntaista leveyttä on kasvatettu 10 mm:stä 30 mm:iin kuvattavalla osuudella läpäisevät kohtisuorassa suunnassa kuvattavan osuuden tai hammaskaaren. Röntgensädeilmaisin 3 asetetaan kasvojen puolelle siten, että ne vastaanottavat kuvattavan osuuden läpi kul-20 keneita röntgensäteitä 11. Röntgensädelähdettä 2 ja röntgenkuvailmai-sinta 3 pyöritetään integraalisesti ja pyörintäkeskus liikkuu kuvan 10 mukaisesti käyrällä Q.

Kuva 11 on vuokaavio, jossa on esitetty keksinnön mukainen prosessi 25 häiriöiden poistamiseksi. Röntgenkuvailmaisimella 3 edellä kuvatun menetelmän mukaisesti saadun kuvatiedon perusteella tomografiaku-vat, joiden kokonaislukumäärä on kahdeksan ja jotka vastaavat useita ennalta määriteltyjen välimatkojen päähän röntgensäteilytyksen suunnassa toisistaan asetettuja tomografiatasoja, lasketaan esimerkiksi 30 kahdeksan kuvassa 10 esitettyä tomografiatasoa P1-P8 (vaihe u1).

Seuraavaksi kohdistetaan huomio erityisesti yhteen kahdeksasta tomo-grafiakuvasta, jossa konvoluutioprosessi suoritetaan käyttämällä yhtä tai useampaa tomografiakuvien kuvatietoa häiriöiden poistamiseksi 35 halutulta tomografiakuvalta (vaihe u2).

13

Lisäksi suoritetaan häiriöiden poisto kahdelle tai useammalle tomogra-fiakuvalle, joista häiriöt poistetaan ja kuvat yhdistetään toisiinsa siten, että saadaan lopullinen yhdistetty tomografiakuva (vaihe u3).

5 Seuraavaksi kuvataan esimerkkiä tomografiakuvien asemista. Rönt-genkuvailmaisin 3 on kuvattu useilla valoa vastaanottavilla pikseleillä. Esimerkiksi keskimmäistä tomografiakuvaa yhden tason sisempänä olevasta tomografiakuvasta vähennetään joka sivulta yksi pikseli tai molemmilta puolilta yhteensä kaksi pikseliä. Tällöin siirryttäessä pikseli 10 kerrallaan sisemmälle sivulle, vastaavien tomografiakuvien muodostavien pikseleiden määrää vähennetään kahdella. Vastaavasti liikuttaessa pikseli kerrallaan ulommalle sivulle tomografiakuvien muodostavien pikseleiden määrää lisätään kahdella. Oletetaan että pyörintäkes-kuksen ja kuvattavan osuuden välimatka on 50 mm ja röntgenkuvail-15 maisimen 3 sekundääriraon leveys vastaa 40 pikseliä (kun yhden pik-selin koko on 0,25 mm ja sekundääriraon leveys on 10 mm). Kun vertailukohtana on keskimmäinen tomografiakuva tomografiatasojen asentoja voidaan kuvata seuraavasti: 20 Keskimmäistä tomografiakuvaa kaksi tasoa ulompana oleva taso sijaitsee kohdassa 44/40 x 50 mm = 55 mm.

Keskimmäistä tomografiakuvaa yhden tason ulompana oleva taso sijaitsee kohdassa 42/40 x 50 mm = 52,5 mm.

25

Keskimmäinen taso sijaitsee kohdassa 40/40 x 50 mm = 50 mm.

Keskimmäistä tomografiakuvaa yhden tason sisempänä oleva taso sijaitsee kohdassa 38/40 x 50 mm = 47,5 mm.

30

Keskimmäistä tomografiakuvaa kaksi tasoa sisempänä oleva taso sijaitsee kohdassa 36/40 x 50 mm = 45 mm.

Yllä esitetyt suhteet pohjautuvat olettamukseen, että röntgensäteet ovat 35 samansuuntaiset toistensa kanssa. Kun röntgensäteitä levennetään sektorimuotoon otetaan huomioon suurennustekijä. Tällä tavalla tomografiatasojen välit muutetaan röntgenkuvailmaisimen 3 pikselimäärän mukaisesti.

14

Seuraavaksi kuvataan jokaisen tomografiatason kuvassa olevien häiriöiden tasoa. Oletetaan, että keskimmäisellä tomografiatasolla sijaitsee kohta A, jossa ei esiinny häiriöitä. Keskimmäistä tomografiatasoa 5 yhden tason sisempänä olevalla tomografiatasolla kohta A sijoittuu kolmelle pikselille, jolloin kuvassa näkyy häiriöitä. Jos keskimmäisen alkuperäisen kohdan A tiheys on D0, on häiriöisen kuvan tiheys vastaavasti kolmella jaollinen tai D.., = D0/3.

10 Sellaisella tomografiatasolla, joka on kaksi yksikköä keskellä olevaa tomografiatasoa sisempänä, kohta A näkyy viiden pikselin alueella häiriöinä kuvassa. Jos keskimmäisessä tomografiatasossa olevan alkuperäisen kohdan A tiheys on D0, on häiriöisen kuvan D_2 tiheys vastaavasti viidellä jaollinen tai D_2 = Dg/5.

15 Häiriöisen kuvan ja alkuperäisen kuvan tiheyksien väliset suhteet selvitetään yllä esitetyn mukaisesti. Tällöin häiriöt voidaan poistaa kuvasta jäljittämällä laskukaavaa taaksepäin.

20 Seuraavaksi kuvataan häiriön poistamista.

Kun yhtälö D.-, = D0/3 muunnetaan, saadaan 3 x D.-, = D0. Kun keskimmäistä tomografiatasoa yhden tason sisempänä olevassa tomografiatasossa olevien häiriökohtien tiheydet ovat D_1_1, D.10, ja D.^, saadaan: 25 D-1-1 + D.10 + D.^ = D0

Vastaavasti keskimmäistä tomografiatasoa yhden tason ulompana olevassa tomografiatasossa olevien häiriökohtien tiheyksiä tarkastellessa 30 saadaan: D+1-1 + D+io + D+11 = D0

Yhden tason keskimmäistä tasoa sisempänä olevan tason kohta ja 35 tiheys D_10, näkyy keskellä häiriökuvana D0_., + D00, ja D01. Tällöin kohta A (tiheys D00), jonka tiheys on 1/3 luvusta D_10 peittyy häiriön taakse. Jos ainoastaan em. kohta peittyy saadaan: 15 D00 = D.10/3.

Vastaavasti koska seuraavan kohdan tiheys D_i_i peittyy, saadaan: 5 Doo = D-i-i/3.

Tällöin mainittu kohta vastaanottaa 1/3 kaikkien sisemmällä tasolla olevien kolmen kohdan häiriöistä, jolloin 10 D0o = (D0-1 + D0o + D01) /3.

Koska mainittu kohta vastaanottaa häiriöitä myös kolmelta ulompana olevalta tasolta lisätään myös nämä häiriöt, jolloin saadaan: 15 D0o - {(D0-1 + D00 + D0i) + (D+1-1 + D+10 + D+11)} /3.

Kuten edellä on kuvattu, jokaisesta kuudesta kohdasta kohtaan A siirtyy 1/3 häiriöistä. Tällöin häiriöt voidaan poistaa vähentämällä kohdasta A mainituista kuudesta kohdasta peräisin olevat tiheydet. Myös kohdas-20 sa A oleva häiriö esiintyy em. kuudessa kohdassa (jokainen kohta sisältää 1/3 kohdasta D00, ja yhteensä kuusi kohtaa akkumuloituu, jolloin D00/3 x 6 = 2 x D00). Tällöin suorittamalla yksinkertainen vähennyslasku saadaan aikaan huomattava vähennys, joka vastaa lauseketta 2 x D00. Kohdan A tiheys D ilman häiriöitä on: 25 D - D0o - (D0-1 + D0o + D01 + D+i_i + D+io + D+n) /3.

Kun se korjataan lausekkeella 2 x D00, jota on vähennetty huomattavasti, saadaan seuraava tiheys: 30 D = 3 x D0o - (Dq-i + D0o + D01 + D+1-1 + D+10 + D+n) /3.

Kirjoittamalla edellä oleva lauseke uudelleen saadaan seuraava lauseke: 35 D(X, Y) = D(X, Y) x 3 - (D(X+1, Y+1) + D(X, Y+1) + D(X-1, Y+1) + D(X+1, Y-1) + D(X, Y-1) + D(X-1, Y-1))/3, jossa (X, Y) tarkoittaa (saraketta/linjaa).

16

Seuraavaksi kuvataan esimerkkiä konvoluutioprosessista. Jokainen tomografiakuva sisältää esimerkiksi määrän m pikseleitä rinnakkain ja määrän n pikseleitä päällekkäin. Sisimmältä sivulta katsottuna ensim-5 mäisen tomografiakuvan tietoa ilmaistaan lausekkeilla d(1, 1, 1) - d(1, m, n), toisen tomografiakuvan tieto ilmaistaan lausekkeella d(2, 1,1)-d(2, m, n) ja k:nnen tomografiakuvan tietoa ilmaistaan vastaavasti lausekkeilla d(k, 1,1)- d(k, m, n).

10 Seuraavaksi kuvataan tilannetta, jossa haluttu tomografiakuva on toinen kuva (k = 2) ja konvoluutioprosessi suoritetaan käyttämällä edellistä ja seuraavaa tomografiakuvaa (k = 1 ja 3). Konvoluutiofunktio voidaan ilmaista determinanttina seuraavasti: 15 Esimerkki 1 '-1/3 -1/3 -1/3" 0 3 0 -1/3 -1/3 -1/3 (1) 20

Kun yhtälö (1) palautetaan normaalimuotoon saadaan seuraava yhtälö:

Esimerkki 2 25 —1/9 -1/9 —1/9“ 3-0 1 0 -1/9 -1/9 -1/9 (2) Tällöin häiriöttömän tomografiakuvan pikselitiheys D(m, n) voidaan 30 ilmaista seuraavasti: D(m, n) = 3 χ {d(2, m, n) - 1/9[d(1, m-1, n) + d(1, m, n) + d(1, m+1, n) + d(3, m-1, n) + d(3, m, n) + d(3, m+1, n)]} 17 (3)

Kun D(m, n) lasketaan m:n ja n:n suhteen siten, että m käy 1:stä m-5 1 :een ja n käy 0:sta n:ään, voidaan saada yksi tomografiakuva, josta häiriöt on poistettu.

Yllä esitetyssä esimerkissä käytetään 3x3 -determinanttia. A 5 x 5 tai 7x7 -determinantti voidaan laajentaa seuraavasti: 10

Esimerkki 3 ”-1/5 -1/5 -1/5 -1/5 -1/5" 0 -1/3 -1/3 -1/3 0 0 0 5 0 0 0 -1/3 -1/3 -1/3 0 1/5 -1/5 -1/5 -1/5 -1 /5_ (4) 15 ”-1/7 -1/7 -1/7 -1/7 -1/7 -1/7 -1/7' 0 -1/5 -1/5 -1/5 -1/5 -1/5 0 0 0 -1/3 -1/3 -1/3 0 0 0 0 0 7 0 0 0 0 0 -1/3 -1/3 -1/3 0 0 0 -1/5 -1/5 -1/5 -1/5 -1/5 0 -1/7 -1/7 -1/7 -1/7 -1/7 -1/7 -1/7 (5)

Yllä esitetyn mukaisesti, kertoimet 1/3, 1/5 ja 1/7 ovat vain toteutusesi-20 merkkejä. Käytännössä on suositeltavaa suorittaa korjaus harkitsemalla mitä kerrointa on edullista käyttää. Tällöin konvoluutiofunktio saa seu-raavan yleisen muodon:

Esimerkki 4 a (0, 0), a (1, 0), a (2, 0), · · · a (n, 0) a (0, ni) , a (1, ni) , a (2, m) , · · · a(n, m) (6) 18

Yllä esitetyssä esimerkissä n ja m ovat parittomia numeroita kuten 3, 5, 5 7 jne. Tekijän a (n, m) kerroin on määriteltävä tai valinta on tehtävä tar kastelemalla kohteen varsinaista kuvaa.

Tällöin häiriönpoisto voidaan suorittaa kolmannelle tomografiakuvalle käyttämällä tomografiakuvia 1-5. Häiriönpoisto voidaan suorittaa nel-10 jännelle tomografiakuvalle käyttämällä tomografiakuvia 2-6. Häiriönpoisto voidaan suorittaa viidennelle tomografiakuvalle käyttämällä tomografiakuvia 3-7. Häiriönpoisto suoritetaan sopivimmin käyttämällä sekä kahta edeltävää tomografiakuvaa ja kahta seuraavaa tomo-grafiakuvaa että edeltäviä ja seuraavia 10-20 tomografiakuvaa. Ham-15 paan, hammasrivin tai leukaluun yhteydessä riittää jos kuva otetaan 10 mm:n levyiseltä osuudelta. Prosessin suorittamiseen tarvittava aika ja muistikapasiteetti on otettava huomioon käytettävien kuvien määrää päätettäessä.

20 Kuva 12 on vuokaavio, joka esittää esimerkkiä keksinnön mukaisesta prosessista häiriöiden poistamiseksi. Tässä esimerkissä kolme häiriötöntä kuvaa saadaan käyttämällä viittä tomografiakuvaa jotka yhdistetään toisiinsa.

25 Ensiksi kuvataan vaakatasoisen suurennustekijän normalisointipro-sessia. Kaikkiaan viidessä tomografiakuvassa, eli keskimmäisessä tomografiakuvassa, ensimmäisessä ja toisessa ulommalla olevassa tomografiakuvassa ja ensimmäisessä ja toisessa sisempänä olevassa tomografiakuvassa on toisistaan poikkeavat vaakasuuntaiset suuren-30 nustekijät, koska tomografiatasojen asemat ovat toisistaan poikkeavat. Tämän vuoksi suoritetaan korjaaminen vaakasuuntaisten pikselimää-rien tasaamiseksi.

Kun keskellä olevassa tomografiakuvassa on esimerkiksi 1.000 pikseliä 35 vierekkäin ja 500 pikseliä pystytasossa, pikseleiden määrä yhden tason keskimmäistä tomografiakuvaa ulompana olevan tomografiakuvan vaakatasossa on 1.000 x (42/40) = 1.050. Edellä esitetyssä esimerkissä 19 oletetaan, että röntgenilmaisimen sekundääriraon leveys vastaa 40 pikseliä. Tällöin suurennustekijä on vaakatasossa 42/40.

Jotta vaakatason pikseliluku saadaan vastaamaan keskimmäisen to-5 mografiakuvan lukua kerrotaan vaakatason pikselilukua vastaavalla vaakatason suurennustekijällä 40/42, jotta em. luku saadaan korjattua lukemaan 1.050 x (40/42) = 1.000 pikseliä. Vastaavasti kaksi tasoa keskimmäistä tomografiatasoa ulomman tomografiatason vaakasuuntainen pikseliluku on 1.000x44/40) = 1.100, jolloin vaakasuuntainen 10 pikseliluku kerrotaan vastaavalla vaakasuuntaisella suurennustekijällä 40/44, jotta em. luku saadaan korjattua lukemaan 1.100 x (40/44) = 1.000 pikseliä. Vastaavasti yhden tason keskimmäistä tomografiatasoa sisemmän tomografiakuvan vaakasuuntainen pikseliluku on 1.000 x (38/40) = 950, jolloin vaakasuuntainen pikseliluku kerrotaan vastaavalla 15 vaakasuuntaisella suurennustekijällä 40/38, jotta em. luku saataisiin korjattua lukemaan 950 x (40/38) = 1.000 pikseliä. Kaksi tasoa keskimmäistä tomografiatasoa sisemmän tomografiakuvan vaakasuuntainen pikseliluku on 1.000 x (36/40) = 900, jolloin vaakasuuntainen pikseliluku kerrotaan vastaavalla vaakasuuntaisella suurennustekijällä 20 40/36, jotta em. luku saataisiin korjattua lukemaan 900 x (40/36) = 1.000 pikseliä.

Tämän jälkeen konvoluutioprosessi tai taajuusprosessi suoritetaan käyttämällä kolmea tomografiatasoa, eli kaksi ulointa ja keskimmäistä 25 viidestä tomografiakuvista, jotka on normalisoitu vaakasuuntaisella suurennustekijällä. Tuloksena saadaan häiriötön kuva 11. Lisäksi suoritetaan konvoluutioprosessi tai taajuusprosessi käyttämällä seuraavia kolmea tomografiatasoa: keskimmäistä, ensimmäistä ulompaa ja ensimmäistä sisempää tasoa, jolloin saadaan häiriötön kuva I2. Lisäksi 30 suoritetaan konvoluutioprosessi tai taajuusprosessi käyttämällä seu-raavaa kolmea tomografiatasoa: keskellä olevaa ja kahta sisimmäistä tasoa, jolloin saadaan häiriötön kuva I3.

Tämän jälkeen häiriöttömät kuvat 11 - I3 yhdistetään, jolloin saadaan 35 yhdistetty häiriötön tomografiakuva.

Edellä on kuvattu esimerkkiä, jonka avulla voidaan saada yksi häiriötön kuva käyttämällä kolmea tomografiakuvaa. Vaihtoehtoisesti yksi häiriö 20 tön kuva voidaan laskea viidestä, seitsemästä tai useammasta tomografia kuvasta.

Kuten yllä on yksityiskohtaisesti kuvattu, konvoluutioprosessi suorite-5 taan menetelmän mukaisesti käyttämällä useita tomografiakuvia, jolloin voidaan saada häiriötön tomografiakuva. Silloin kun röntgenkuvauspro-sessi suoritetaan käyttämällä leveitä röntgensäteitä, voidaan saada aikaan selvä tomografiakuva yllä mainitun häiriönpoistomenetelmän avulla silloinkin kun tomografiakuvissa esiintyy häiriöitä.

10

Leveiden röntgensäteiden käytöllä saavutetaan seuraavia etuja: 1) häiritsevien varjojen, kuten kaulanikamien aiheuttamia vaikutuksia voidaan vähentää; 15 2) röntgensäteiden käyttöteho paranee ja röntgensädeputken virtaa voidaan vähentää, jolloin voidaan pienentää röntgensädeputken rasitusta; 20 3) voidaan käyttää laajan kuvausalan omaavaa röntgensä- deilmaisinelintä, jolloin kuvausteho paranee.

Kun yhdistettyjen kuvien aikaansaamiseksi yhdistetään toisiinsa tomografiakuvia, joista häiriöt on poistettu, on mahdollista saada aikaan 25 röntgentomografiakuva, jonka häiriötaso on pienempi ja terävyys parempi.

Keksintöä voidaan muunnella muihin erityismuotoihin poikkeamatta sen hengestä tai oleellisista tunnusmerkeistä. Esitettyjä suoritusmuotoja 30 tulee näin ollen pitää kaikin puolin havainnollistavina eikä rajoittavina, jolloin keksinnön laajuus on esitetty oheisissa patenttivaatimuksissa eikä edellä esitetyssä selityksessä, ja sen piiriin on tällöin tarkoitettu luettavaksi kaikki muunnelmat, jotka kuuluvat patenttivaatimusten tarkoituksen ja laajuuden piiriin.

35

Claims

21

1. Hampaiden panoraamanäyttöinen röntgenkuvauslaitteisto, joka käsittää 5. röntgensädelähteen (2) röntgensäteiden lähettämiseksi kohteeseen (1); elimet (3) kohteen läpi kulkeneiden röntgensäteiden kuvan havaitsemiseksi; elimet (4) röntgensädelähteen (2) ja röntgensäteiden havait-10 semiselimien (3) pyörittämiseksi integraalisesti kohteen ympäri; elimet (5) röntgensäteiden havaitsemiselimistä (3) tulevien kuvatietojen tallentamiseksi kääntöelimien (4) toiminnan aikana; ja 15. elimet (6) kuvatietojen käsittelemiseksi tomografisen, halut tua tomografiatasoa myötäilevän tomografiakuvan muodostamiseksi kuvatietojen tallentamiseen tarkoitettuihin elimiin (5) tallennetun kuvatiedon perusteella sekä tomografiakuvan laskentaprosessin suorittamiseksi, 20 jolloin kuvatietojen käsittelyelimet (6) hakevat kuvatietojen tallennus-elimistä (5) kehyskuvat, ja haetuille kehyskuville suoritetaan yhdistä-misprosessi samalla kun niiden sijaintia siirretään valitun siirtoetäisyyden mukaisesti muodoltaan röntgenrakosäteitä vastaavan rakokuvan leveyssuunnassa, tunnettu siitä, että lasketaan useita tomografiakuvia, 25 jotka käsittävät tietyn tomografiatason tomografiakuvan ja toisen tomo-grafiatason tomografiakuvan ja jotka vastaavat useita röntgensäteiden lähettämissuunnassa peräkkäin järjestettyjä tomografiatasoja, jotka käsittävät edellämainitut tietyn tomografiatason ja toisen tomografiatason, ja näiden useiden tomografiakuvien välillä suoritetaan konvo-30 luutioprosessi tai Fourier-muunnosta käyttävä taajuusprosessi kuvan tiheydelle, jolloin häiriöt saadaan poistettua edellämainitusta tietystä tomografiaku vasta.

2. Patenttivaatimuksen 1 mukainen hampaiden panoraama-35 näyttöinen röntgenkuvauslaitteisto, tunnettu siitä, että kahdelle tai useammalle tomografiakuvalle suoritetaan häiriöiden poisto ja tomo-grafiakuvat, joista häiriöt on poistettu yhdistetään keskenään, jolloin saadaan yhdistetty tomografiakuva. 22