DE19648076C2

DE19648076C2 - Dentales Panorama-Röntgenabbildungsgerät

Info

Publication number: DE19648076C2
Application number: DE19648076A
Authority: DE
Inventors: Yoshinori Arai
Original assignee: J Morita Manufaturing Corp
Current assignee: University of Tokyo NUC; J Morita Manufaturing Corp
Priority date: 1995-11-22
Filing date: 1996-11-20
Publication date: 2002-01-17
Anticipated expiration: 2016-11-21
Also published as: FI964677A0; FI964677A; US5784429A; JPH09140701A; JP3441578B2; DE19648076A1; FI119909B

Description

Die vorliegende Erfindung bezieht sich auf ein dentales Panorama-Röntgenabbildungsgerät, das Information über eine beliebig gekrümmte Tomographieebene als ein zweidimensiona les Panorama- oder Rundblickbild erhalten kann.

Gewöhnlich wird ein digitales Panorama-Röntgenabbildungs gerät vorgeschlagen, bei dem Information über einen Zahn bogen mittels eines Röntgenbildsensors zum Umwandeln von Röntgenbildern in elektrische Signale an der Stelle eines Röntgenfilmes abgebildet wird, bei dem weiterhin die Bild information in einem Speicher od. dgl. gespeichert wird, und bei dem dann ein vorbestimmter Rechenprozeß durchgeführt wird, um ein tomographisches Bild entsprechend einer beliebi gen tomographischen Ebene zu berechnen (vgl. japanische Patentveröffentlichung (Kokoku) Nr. HEI 2-29 329). Wenn bei dem Gerät Bildinformation des Zahnbogens einmal gespeichert wird, kann danach eine gewünschte tomographische Ebene be zeichnet werden, um ein beliebiges tomographisches Bild zu erhalten. Mit anderen Worten, das vorgeschlagene Gerät kann verschiedene tomographische Bilder aus lediglich einem Röntgenabbildungsprozeß liefern.

In der DE 42 24 249 A1 ist ein Computertomographie-Abtastsystem offenbart, das eine Röntgenstrahlquelle und zwei Reihen von Detektorelementen, die in ei ner Detektoranordnung angeordnet sind, aufweist. Fächerförmige Röntgenstrah len aus der Röntgenstrahlquelle werden durch Kollimatoren so kollimiert, dass sie zwei planare Abschnitte des Körpers eines Patienten, der zwischen die Rönt genstrahlquelle und die Detektoranordnung liegend in das Computertomogra phie-Abtastsystem eingebracht ist, durchlaufen und durch die Detektoranord nung entsprechend zur Anzeige gebracht werden.

Aus NATTERER, F.: "The Mathematics of Computerized Tomography", Stuttgart: B. G. Teubner Verlag, 1986, Seiten 119-129, ist bekannt, im Rahmen einer Fou rier-Rücktransformation eine schnelle Fourier-Transformation (FFT) zu verwen den. Mit diesem Prinzip läßt sich bei einem Faltungsprozeß bzw. einem Fre quenzprozeß ein Bild in geeigneter Weise im Frequenzraum gewichten.

Aus der DE 41 33 066 A1 ist eine digitale Panorama-Röntgenvorrichtung mit ei ner Schwenkeinheit bekannt, mittels der eine Röntgenstrahlenquelle und ein Röntgenbilddetektor als Einheit um ein Objekt herum gedreht werden. Die Pan orama-Röntgenvorrichtung weist ferner eine Bildspeicheranordnung, die von dem Röntgenbilddetektor erhaltene Bildinformationen als Einzelbilder sequenti ell speichert, und eine Bildverarbeitungseinrichtung auf, die auf der Bildspei cheranordnung zu vorbestimmten Zeitintervallen Bildinformationen sequentiell ableitet und die für eine Folge von Bildinformationen Informationen für jedes Bild addiert, während die Informationen für jedes Bild um eine vorbestimmte Strecke in einer Bildbewegungsrichtung verschoben werden, um das Panorama bild einer vorgegebenen tomographischen Bildschicht in Abhängigkeit von dem Intervall für das Ableiten der Informationen für jedes Bild und den Betrag der Verschiebung auf digitale Weise zu bilden.

Außerdem gibt es ein anderes digitales Panorama-Röntgenabbil dungsgerät, das eine Technik verwendet, bei der ein tomogra phisches Bild mittels eines derartigen Rechenprozesses gewon nen wird (vgl. JP 04-144 548 A).

Bei dem Gerät wird ein erstes tomographisches Bild entsprechend einer ersten tomographischen Ebene, die sich längs des Zahnbogens erstreckt, der das zu diagnosti zierende Objekt darstellt, berechnet, ein zweites tomographi sches Bild entsprechend einer zweiten tomographischen Ebene einschließlich der Halswirbel, der Unterkieferränder usw., die eine Bildbeobachtung behindern, wird sodann berechnet, das gewonnene zweite tomographische Bild wird einem Rechen prozeß, wie beispielsweise der inversen Projektionsumwand lung unterworfen, und das Hindernis-Schattenbild wird von dem ersten tomographischen Bild subtrahiert, um so ein tomo graphisches Bild zu erhalten, in welchem der Hindernisschat ten im Pegel reduziert ist.

Jedoch können derartige digitale Panorama-Röntgenabbildungs geräte nach dem Stand der Technik lediglich ein tomographi sches Bild längs einer spezifischen tomographischen Ebene er halten. Für einen Zahnbogen einer beträchtlich großen Dicke ist es daher unmöglich, ausreichend Information zu gewinnen.

Um ein Bild mit einem reduzierten Pegel an Schärfe zu gewin nen, müssen schmale Strahlen verwendet werden, bei denen die Breite der Röntgenstrahlen reduziert ist. Dies bedingt eine Absenkung des Nutzwirkungsgrades der Röntgenstrahlen und führt dazu, daß die für ein Abbilden benötigte Zeitdauer län ger wird.

Es ist Aufgabe der vorliegenden Erfindung, ein dentales Panorama-Röntgenabbildungsgerät zu schaffen, das weite Röntgenstrahlen verwenden kann und ein tomographisches Bild mit einem reduzierten Pegel an Unschärfe zu erzeugen vermag.

Zur Lösung dieser Aufgabe sieht die vorliegende Erfindung ein dentales Panorama-Röntgenabbildungsgerät mit den Merk malen des Patentanspruches 1 vor.

Eine vorteilhafte Weiterbildung der Erfindung ergibt sich aus dem Patentanspruch 2.

Die vorliegende Erfindung schafft also ein dentales Pano rama-Röntgenabbildungsgerät mit:
einer Röntgenquelle zum Bestrahlen eines Objektes mit Röntgenstrahlen,
einer Röntgenbilddetektoreinrichtung zum Erfassen eines Bildes der Röntgenstrahlen, die das Objekt durchsetzt haben,
einer Gelenk- bzw. Dreh- oder Schwenkeinrichtung zum inte gralen Schwenken oder Drehen der Röntgenquelle und der Röntgendetektoreinrichtung um das Objekt,
einer Bildspeichereinrichtung zum Speichern von Bildinfor mation, die von der Röntgendetektoreinrichtung während einer Zeitdauer ausgegeben ist, in welcher die Schwenkeinrichtung arbeitet, und
einer Bildverarbeitungseinrichtung, um aufgrund der in der Bildspeichereinrichtung gespeicherten Bildinformation ein tomographisches Bild längs einer gewünschten tomographischen Ebene zu erzeugen und einen Rechenprozeß an dem tomo graphischen Bild durchzuführen,
wobei mehrere tomographische Bilder entsprechend mehreren tomographischen Ebenen, die in vorbestimmten Intervallen längs einer Richtung der Röntgenbestrahlung angeordnet sind, berechnet werden, wobei weiterhin ein Faltungsprozeß oder ein Frequenzprozeß an einem spezifischen tomographischen Bild mittels Bildinformation von wenigstens einem der tomo graphischen Bilder ausgeführt wird, und wobei dadurch Un schärfe aus dem spezifischen tomographischen Bild entfernt wird.

Gemäß der vorliegenden Erfindung wird ein Faltungsprozeß oder ein Frequenzprozeß mittels mehrerer tomographischer Bil der vorgenommen, wodurch ein von Unschärfe freies tomographi sches Bild erhalten werden kann. Der Frequenzprozeß ist ein Prozeß, bei dem nach Durchführung einer schnellen Fourier- Transformation (FFT) ein Bild in geeigneter Weise im Fre quenzraum gewichtet wird, und das Bild wird sodann in das Original mittels der inversen FFT zurückgeführt. Selbst wenn in dem Fall, in welchem ein Röntgenabbildungsgerät mittels weiter Röntgenstrahlen vorgenommen wird, tomographische Bil der unscharf oder verschmiert sind, kann ein klares tomogra phisches Bild durch das obige Entfernen von Unschärfe gewon nen werden.

Die Verwendung von weiten Röntgenstrahlen liefert Vorteile, wie beispielsweise: 1) Einflüsse von Behinderungsschatten, wie beispielsweise der Halswirbel, können reduziert werden; 2) die Nutzwirksamkeit der Röntgenstrahlen ist verbessert, und der Strom einer Röntgenröhre kann reduziert werden, um so die Belastung der Röntgenröhre abzusenken; und 3) eine Röntgendetektoreinrichtung mit einer großen Abbildungsfläche kann verwendet werden, und somit ist die Abbildungswirksam keit verbessert.

Die Erfindung zeichnet sich dadurch aus, daß ein Entfernen von Unschärfe an zwei oder mehr Bildern der tomographischen Bilder durchgeführt wird, und daß die tomographischen Bil der, aus denen eine Unschärfe entfernt wurde, miteinander summiert werden, um so ein zusammengesetztes tomographisches Bild zu erhalten.

Da erfindungsgemäß tomographische Bilder, aus denen Unschär fe entfernt ist, miteinander summiert werden, um ein zusam mengesetztes tomographisches Bild zu erhalten, ist es mög lich, ein Röntgen-Tomographiebild zu gewinnen, das einen reduzierten Pegel an Rauschen und eine höhere Schärfe auf weist.

Die Erfindung schafft also ein dentales Panorama-Röntgenab bildungsgerät, das weite Röntgenstrahlen zu verwenden vermag und ein tomographisches Bild mit einem reduzierten Pegel an Unschärfe gewinnen kann. Durch Verwenden von Bildinforma tion, die durch einen Röntgenbilddetektor erfaßt ist, werden tomographische Bilder, die beispielsweise in der Anzahl ins gesamt acht betragen und mehreren tomographischen Ebenen ent sprechen, die in vorbestimmten Intervallen längs der Röntgen bestrahlungsrichtung angeordnet sind, berechnet. Sodann wird ein spezifisches Bild der acht tomographischen Bilder heraus gegriffen, und es wird ein Faltungsprozeß mittels Bildinfor mation von einem oder mehreren der tomographischen Bilder durchgeführt, um dadurch eine Unschärfe aus dem spezifischen tomographischen Bild zu entfernen. Weiterhin wird die Un schärfeentfernung an zwei oder mehr Bildern der tomographi schen Bilder vorgenommen, und die tomographischen Bilder, aus denen die Unschärfe entfernt ist, werden miteinander summiert, um so ein endgültiges zusammengesetztes tomographi sches Bild zu erhalten.

Nachfolgend wird die Erfindung anhand der Zeichnungen näher erläutert. Es zeigen:

Fig. 1 ein Blockdiagramm eines Ausführungsbeispiels der vor liegenden Erfindung,

Fig. 2 ein Flußdiagramm, das den Operationsablauf des gesam ten Gerätes darstellt,

Fig. 3 ein Diagramm zur Veranschaulichung des Prinzips der Panoramaaufnahme bzw. Panagraphie,

Fig. 4 ein Diagramm eines Panorama-Röntgenabbildungsgerätes mit einem Röntgen-CCD-Sensor (CCD = ladungsgekoppel te Vorrichtung),

Fig. 5 ein Blockdiagramm, das die elektrische Konfiguration des Gerätes von Fig. 4 veranschaulicht,

Fig. 6 ein Blockdiagramm, das ein weiteres Beispiel der elektrischen Konfiguration oder Verdrahtung veran schaulicht,

Fig. 7 ein Diagramm, das Beziehungen zwischen einem Sekun därschlitz 34 und der Abbildungsfläche der CCD-Vor richtung 33, die in dem Röntgenbilddetektor 3 ange ordnet sind, veranschaulicht,

Fig. 8 ein Diagramm, das Beziehungen zwischen einem Sekun därschlitz 34 und der Abbildungsfläche der CCD-Vor richtung 33, die in dem Röntgenbilddetektor 3 ange ordnet sind, veranschaulicht,

Fig. 9 ein Diagramm, das ein Beispiel zeigt, in welchem Reihen der CCDs durch verschiedene Taktimpulsfrequenzen angesteuert sind,

Fig. 10 ein Diagramm, das das Prinzip der in der Erfindung verwendeten Panoramaaufnahme veranschaulicht,

Fig. 11 ein Flußdiagramm, das einen Prozeß zum Entfernen von Unschärfe gemäß der Erfindung veranschaulicht, und

Fig. 12 ein Flußdiagramm, das ein spezifisches Beispiel des Prozesses zum Entfernen von Unschärfe gemäß der Er findung veranschaulicht.

Anhand der Zeichnungen werden also im folgenden bevorzugte Ausführungsbeispiele der Erfindung beschrieben.

Fig. 1 ist ein Blockdiagramm, das ein Ausführungsbeispiel der Erfindung zeigt. Eine Röntgenquelle 2 und ein Röntgen bilddetektor 3 sind gegenüber zueinander angeordnet, wobei zwischen ihnen ein Objekt 1 vorgesehen ist, und jeweils an den Enden eines Armes einer Gelenk- bzw. Dreh- oder Schwenk vorrichtung 4 angebracht. Die Röntgenquelle 2 ist mit einem Primärschlitz oder -spalt versehen und erzeugt Röntgenstrah len, die vertikal verlaufen und parallel zu der Drehachse sind, um so das Objekt 1 mit den Röntgenstrahlen zu bestrah len.

Der Röntgenbilddetektor 3 erfaßt zweidimensional das durch das Objekt 1 verlaufene Röntgenbild als ein Schlitzbild, das vertikal gestreckt ist, und setzt dieses Bild in elektrische Signale um. Ein üblicher Röntgenbildsensor kann für den Röntgenbilddetektor 3 verwendet werden. Beispielsweise um fassen derartige Röntgenbildsensoren eine Röntgenkamera mit einem Szintillator, der Röntgenstrahlen in sichtbares Licht umwandelt, einer Silizium-Verstärkerröhre (SIT), die ein durch den Szintillator erzeugtes Bild in elektrische Signale mit hoher Empfindlichkeit umsetzt, einem Röntgen-CCD-Sensor, der eine Halbleitervorrichtung anstelle der SIT verwendet, einem MOS-Sensor (MOS = Metall-Oxid-Halbleiter) und einem Röntgen-Fluoreszenz-Verstärker.

Der Arm der Schwenkvorrichtung 4 ist drehbar gelagert und wird mit konstanter Winkelgeschwindigkeit gemäß einem An steuersignal gedreht, das von einer Bildprozessoreinheit 6 zugeführt ist. Eine Bildspeichereinheit 5 speichert konti nuierlich von dem Röntgenbilddetektor 3 ausgegebene Bild information des Objektes 1 während einer Periode, in welcher der Arm gedreht wird. Als Bildspeichereinheit sind ein Videobandrekorder (VTR), ein Videosignal-Aufzeichnungsgerät, wie beispielsweise eine optische Platte oder eine magneto optische Platte, und eine Halbleiterspeichervorrichtung, wie beispielsweise ein RAM (Speicher mit wahlfreiem Zugriff) mit großer Kapazität geeignet.

Die Bildprozessoreinheit 6, die durch einen Computer od. dgl. verwirklicht sein kann, führt einen Rechenprozeß auf der Grundlage der in der Bildspeichereinheit 5 gespeicherten Bildinformation durch und steuert auch den Betrieb des gesam ten Gerätes. Eine Eingabevorrichtung 6a, wie beispielsweise ein Tastenfeld, durch die ein Benutzer Daten eingibt, ist mit der Bildprozessoreinheit 6 verbunden. Ein durch Bildver arbeiten in der Bildprozessoreinheit 6 gewonnenes Panorama bild wird in einem Vollbildspeicher 7 gespeichert und zu einer Ausgabeeinheit 8 einschließlich einer Bildanzeigevor richtung, wie beispielsweise einer Kathodenstrahlröhre oder einer Flüssigkristall-Anzeigevorrichtung, oder einer Hart kopievorrichtung, die das Bild ausdruckt, gespeist.

Fig. 2 ist ein Flußdiagramm, das den Betriebsablauf des ge samten Gerätes veranschaulicht. Während die Schwenkvorrich tung 4 angesteuert wird, bestrahlt die Röntgenquelle 2 das Objekt 1 mit Röntgenstrahlen, und der Röntgenbilddetektor 3 empfängt Röntgenstrahlen, die das Objekt 1 durchsetzt haben, und wandelt die erhaltene Röntgenbildinformation in elektri sche Signale eines Vollbildes um. Beispielsweise haben die elektrischen Signale das gleiche Signalformat wie dasjenige eines Videosignales, das in einem Fernsehsystem verwendet, wird. Die Bilder werden kontinuierlich in der Bildspeicher einheit 5 mit einer Rate oder einem Takt von 30 Bildern je Sekunde gespeichert (Schritt S1). Das Vollbild wird als ein vertikal gestrecktes Schlitzbild erzeugt, das in der Gestalt den Röntgenschlitzstrahlen entspricht. Wenn der Röntgenbild detektor beispielsweise um die Hälfte des Umfanges des Objek tes während einer Periode von 30 Sekunden gedreht wird, wird eine Reihe von 900 Vollbildern erhalten. Derartige Vollbil der sind nicht erforderlich, um eine kontinuierliche Signal form zu haben, wie beispielsweise diejenige des oben erwähn ten Videosignales. Zum Beispiel kann der Abbildungsprozeß intermittierend in einem kurzen Zyklus vorgenommen werden, und sich ergebende Bilder können sequentiell in elektrische Signale umgesetzt werden.

Sodann werden das Abrufintervall, in welchem Vollbilder, die in gewissen Zeitintervallen angeordnet sind, aus einer Reihe von Vollbildern abgerufen werden, die kontinuierlich in der Bildspeichereinheit 5 gespeichert sind, und der Abstand oder die Verschiebungsgröße zum Summieren der abgerufenen Vollbil der, während deren Positionen in der Breitenrichtung des Schlitzbildes um einen vorbestimmten Abstand verschoben sind, gewählt (Schritt S2). Entsprechende Vollbilder werden sequentiell in der Form eines digitalen Signales bei dem Ab rufintervall abgerufen und sodann dem Summierprozeß unterwor fen, während die Positionen gemäß der gewählten Verschie bungsgröße verschoben werden (Schritt S3). Das Abrufinter vall und die Verschiebungsgröße können beliebig gewählt wer den. Hierzu entsprechend wird ein Panoramabild einer spezifischen tomographischen Ebene als Ergebnis des oben erwähnten Summierprozesses erhalten. Das Panoramabild wird in dem Voll bildspeicher 7 gespeichert und bei Bedarf auf der Ausgabeein heit 8 angezeigt oder in der Form einer Hartkopie ausgegeben (Schritt S4).

Die Symbole S1a, S3a und S4a zeigen schematisch Beispiele der in diesen Schritten erhaltenen Bilder.

Das Prinzip der obigen Technik des Gewinnens eines Panorama bildes einer spezifischen tomographischen Ebene gemäß dem Abrufintervall und der Verschiebungsgröße ist identisch zu dem Prinzip der Technik, bei der in einem herkömmlichen Film-Panorama-Röntgenabbildungsgerät eine Röntgenquelle und ein Film relativ in einem vorbestimmten Verhältnis bewegt werden, um ein Panoramabild einer spezifischen tomographi schen Ebene zu gewinnen. Dagegen ist das digitale System in soweit verschieden, daß ein Panoramabild einer beliebigen tomographischen Ebene in geeigneter Weise erzeugt werden kann, indem das Abrufintervall und die Verschiebungsgröße nach dem Abbildungsprozeß gewählt werden.

Fig. 3 ist ein Diagramm, das das Prinzip der Panoramaaufnah me bzw. Panagraphie veranschaulicht. Unter der Annahme, daß Röntgenstrahlen 11 um die Drehmitte 12 im Uhrzeigersinn ge schwenkt werden, wird ein Bild eines Objektes in einer tomo graphischen Ebene A auf einen Röntgenbild-Erfassungsschirm 3a eines Röntgenbilddetektors 3 projiziert, der zusammen mit den Röntgenstrahlen 11 verschwenkt wird, und durchsetzt den Röntgenbilderfassungsschirm 3a in einer Richtung von links nach rechts von einer Abbildungsvorrichtung 3b aus gesehen. In ähnlicher Weise wird auch ein Bild eines Objektes in einer anderen tomographischen Ebene A1 auf den Röntgenbild- Erfassungsschirm 3a projiziert, und es durchsetzt den Schirm in der gleichen Richtung. In diesem Fall ist jedoch die Bewegungsgeschwindigkeit des Bildes in der Querrichtung höher als diejenige des Bildes der tomographischen Ebene A, da das tomographische Bild von der Drehmitte 12 um einen größeren Abstand getrennt ist. Wenn das Abrufintervall und die Ver schiebungsgröße entsprechend den Geschwindigkeiten von die sen Bildern gewählt werden, kann daher ein Panoramabild des Objektes in der tomographischen Ebene A oder A1 synchron mit der Bewegungsgeschwindigkeit gebildet werden.

Wenn das Abrufintervall und die Verschiebungsgröße konstant sind, hat das sich ergebende tomographische Bild eine gewölb te Gestalt, wie dies in Fig. 3 gezeigt ist. Jedoch sind das Abrufintervall und die Verschiebungsgröße nicht notwendig bei einer Verarbeitung konstant. Wenn sie bezüglich der Bewe gung der Drehmitte der Röntgenstrahlen verändert werden, kann ein ähnliches Panoramabild selbst in dem Fall einer tomographischen Ebene, wie eines Zahnbogens, gewonnen wer den, in welchem sich die Krümmung abhängig von der Lage ver ändert.

Das Abrufintervall und die Verschiebungsgröße können gemäß Ergebnissen eines Erfassungsprozesses gewählt werden, in wel chem eine Reihe von kontinuierlich in der Bildspeicherein heit 5 gespeicherten Vollbildern rekonstruiert und die Ge schwindigkeit, bei der sich das Objektivbild in dem rekon struierten Bild bewegt, erfaßt wird. Mit anderen Worten, ob wohl unklar, erscheinen Bilder von Objekten, durch die Röntgenstrahlen verlaufen sind, in rekonstruierten Bildern, und damit ist es möglich, die Bewegungsgeschwindigkeit des Objektivbildes zu wissen. Wenn die Geschwindigkeit gemessen wird, können daher die Einstellwerte des Abrufintervalles und der Verschiebungsgröße, die zur Gewinnung eines Panorama bildes der Objektiv-Tomographieebene angemessen sind, leicht berechnet werden. Das gewählte Abrufintervall und die gewähl te Verschiebungsgröße werden in die Bildprozessoreinheit 6 durch die Eingabevorrichtung 6a, wie beispielsweise ein Tastenfeld, eingegeben.

Auf diese Weise kann ein Panoramabild eines beliebigen tomo graphischen Bildes rekonstruiert werden, indem lediglich ein Röntgenabbildungsprozeß durchgeführt wird.

Im folgenden wird ein Beispiel, bei dem ein Panoramabild eines beliebigen tomographischen Bildes rekonstruiert wird, indem ein Röntgen-CCD-Sensor einer TDI-Ansteuerung (TDI = Zeitverzögerungsintegration) unterworfen ist, näher erläu tert.

Fig. 4 ist ein Diagramm eines Panorama-Röntgenabbildungsgerä tes, das einen Röntgen-CCD-Sensor verwendet. Ein Objekt 1, wie beispielsweise der Kopf eines Menschen, wird im Strah lungsgang von Röntgenstrahlen zwischen der Röntgenquelle 1 und dem Röntgenbilddetektor 3, die einander gegenüberliegen, angeordnet. Die Röntgenquelle 2 und der Röntgenbilddetektor 3 sind an den Enden eines drehbaren Armes 4a befestigt. Der Röntgenbilddetektor 3 umfaßt einen Szintillator 31, der die darauf einfallenden Röntgenstrahlen in sichtbares Licht um wandelt, eine optische Faserplatte (im folgenden als "FOP" abgekürzt) 32, die ein Bild des Szintillators 31 leitet, und eine CCD-Vorrichtung 33 von beispielsweise dem FFT-Typ (FFT bedeutet hier Vollbildübertragung), die das durch die opti sche Faser 32 geleitete Bild in elektrische Signale umsetzt. Der Arm 4a wird durch einen Armmotor 4b gedreht. Der Drehwin kel des Arms 4a wird durch einen Winkeldetektor 4f erfaßt. Der Winkeldetektor 4f umfaßt einen an der Welle des Arm motors 4b angebrachten Nocken 4c und ein Potentiometer 4d, in welchem ein beweglicher Kontakt durch den Nocken 4c ver fahren wird. Die Winkelgeschwindigkeit der Drehung des Armes 4a wird durch einen Tachometergenerator 4e erfaßt.

Fig. 5 ist ein Blockdiagramm, das die elektrische Schaltung des Gerätes von Fig. 4 zeigt. Ein durch die CCD-Vorrichtung 33 aufgenommenes Bild wird einer Akkumulation oder Ansamm lung gemäß der TDI-Methode durch eine CCD-Ansteuerschaltung 23 unterworfen, in welcher die Betriebszeit durch eine CPU 24 gesteuert ist. Das Bildsignal wird in ein Digitalsignal durch einen A/D-(Analog/Digital-)Umsetzer 25 umgesetzt und dann in die CPU (Zentraleinheit) 24 gespeist. Die CPU 24 schreibt das Bildsignal in einen Vollbildspeicher 7, wie beispielsweise einen VRAM. Das in den Vollbildspeicher 7 geschriebene Bild wird durch eine Bildleseschaltung 8a ausge lesen und dann als ein Panorama-Röntgentomographiebild auf einer Bildanzeigevorrichtung 8b angezeigt.

Ein TDI-Taktsignal zum Ansteuern der CCD-Vorrichtung 33 wird durch Multiplizieren einer vom Tachometergenerator 4e ausge gebenen Winkelgeschwindigkeit ω mit einer Funktion f(θ) eines vom Winkeldetektor 4f ausgegebenen Winkels θ durch einen Analogmultiplizierer 21 und Frequenzumsetzen des Ergeb nisses der Multiplikation durch einen Spannungs/Frequenz- (im folgenden als "V/F" bezeichnet)Umsetzer 22 gewonnen. Die Gestalt des Nockens 4c des Winkeldetektors 4f ist auf der Grundlage der Beziehung zwischen der Filmvorschub geschwindigkeit und dem Drehwinkel θ des Armes eingestellt. Der Tachometergenerator 4e enthält eine Gleichrichterschal tung 4g, die ein Signal, das der Winkelgeschwindigkeit ω ent spricht, die als ein Wechselstromsignal erhalten ist, in einen Spannungspegel umsetzt.

Fig. 6 ist ein Blockdiagramm, das ein anderes Beispiel der elektrischen Schaltung veranschaulicht. In diesem Beispiel wird die Frequenz des TDI-Taktsignales durch einen digitalen Rechenprozeß berechnet, der durch die CPU 24 ausgeführt wird. Die Bauteile, die solchen von Fig. 5 entsprechen, sind mit den gleichen Bezugszeichen versehen.

Werte der Funktion f(θ) sind in der Form von Tabellendaten in den Speicher der CPU 24 gesetzt. Die Ausgangssignale des Winkeldetektors 4f und des Tachometergenerators 4e werden digital durch A/D-Umsetzer 25b und 25a umgesetzt und dann zu der CPU 24 gespeist. Gemäß voreingestellten Programmen be rechnet die CPU 24 F = 1/k × f(θ) × ω/d, wobei F die Fre quenz des Taktsignales, k eine Kontante, f(θ) einen Wert der Funktion f(θ), die den Tomographieumlauf bestimmt, und d die Breite eines Pixels bedeuten, und führt Verarbeitungen und Steuerungen zum Erzeugen des TDI-Taktsignales aus.

Im folgenden wird ein Beispiel, in welchem ein Röntgen-CCD- Sensor einer TDI-(Zeitverzögerungsintegration-)Ansteuerung unterworfen ist und in welchem Panoramabilder von mehreren tomographischen Bildern in einem Röntgenabbildungsprozeß rekonstruiert werden, näher beschrieben.

Die Fig. 7 und 8 sind Diagramme, die Beziehungen zwischen einem Sekundärschlitz bzw. -spalt 34 und den Abbildungs bereichen oder -flächen der CCD-Vorrichtung 33 zeigen, wel che in dem Röntgenbilddetektor 3 angeordnet sind. Es sei an genommen, daß das Bild des Sekundärschlitzes 34 auf dem Ab bildungsbereich von einer oder mehreren CCD-Vorrichtungen 33 erzeugt wird. In diesem Fall ist der Abbildungsmaßstab 1 : nx in x-Richtung oder einer Richtung senkrecht zu der Längsrich tung des Sekundärschlitzes 34 und 1 : ny in y-Richtung. Der Sekundärschlitz 34 hat eine Breite von etwa 5 mm, und die CCD-Vorrichtung 33, die gegenwärtig verfügbar ist, hat einen Abbildungsbereich von 8 mm. In dem Beispiel gilt daher nx = 1. Gemäß der Anzahl und Abmessung der zu verwendenden Bildsensoren kann der Abbildungsmaßstab ny in der Längsrich tung des Schlitzes von 1 bis etwa 20 eingestellt werden.

Pixels in einer CCD-Abbildungsbereichsebene mit einer Abmes sung von ab (a = Zeilenintervall, b = Spaltenintervall) entsprechen Pixels von (nx × a) (ny × b) auf der Sekundär schlitzebene. In den allgemeinen Darstellungen der Fig. 7 und 8 entsprechen daher 1 bis n optische Pixels in dem Sekun därschlitz 1 bis n Ladungspixels in der CCD-Vorrichtung. In der Längsrichtung des Sekundärschlitzes wird Ähnlichkeit her gestellt. Daher wird ein Bild einer geraden Linie in der Richtung des Sekundärschlitzes auf einer CCD-Linie gebildet.

Wenn geeignete Taktimpulse von der CCD-Ansteuerschaltung 23 anliegen, wie diese in Fig. 5 gezeigt ist, so wird das Bild von einem Abbildungsbereich 33a auf einen Speicherbereich 33b übertragen und dann über ein Schieberegister 33c ausge lesen. Das ausgelesene Bild wird zu dem A/D-Umsetzer 25 ge speist. In einem Normalbetrieb beträgt die Bildansammlungs zeitdauer bei der Standardtaktimpulsrate der CCD-Vorrichtung etwa 20 ms. Nach Ablauf der Zeitdauer wird das Bild zu dem Speicherbereich synchron mit Taktimpulsen gespeist. Folglich sind Taktimpulse, deren Anzahl gleich zu der Anzahl der Zei len der CCD-Vorrichtung ist, erforderlich. Auf der Grundlage des CCD-Formates mit 300 Zeilen und der Impulsdauer von 2 µs wird daher der Abbildungsbereich nach Ablauf von etwa 0,6 ms leer, und ein neues Bild kann unmittelbar aufgenommen wer den.

Das in dem Szintillator 31 erzeugte optische Bild wird auf der CCD-Vorrichtung 33 erzeugt, und das erzeugte Ladungsbild wird bei einer vorbestimmten Taktimpulsrate von dem Abbil dungsbereich zu dem Speicherbereich synchron mit den Takt impulsen gespeist. In diesem Fall wird ein Bild in der Ein heit einer Zeile über das Schieberegister synchron mit den Taktimpulsen ausgelesen, wodurch die Bildinformation angesam melt wird. Die Taktimpulsrate ist so gewählt, daß bei Um setzung auf die Sekundärschlitzebene die Geschwindigkeit des Ladungsbildes in der x-Richtung gleich zu derjenigen der einen Film verwendenden herkömmlichen Tomographie ist.

Wie in Fig. 8 gezeigt ist, ist die CCD-Vorrichtung 33 in Spalten b1 bis bm unterteilt. Ladungen von jeder Spalte wer den von einer Zeile zu der nächsten Zeile übertragen und dann zu dem Speicherbereich 33b oder direkt zu dem Schiebe register 33c synchron mit den Taktimpulsen gespeist. Die Ge schwindigkeit, mit der dieser Prozeß durchgeführt wird, wird durch die Frequenz der Übertragungstaktimpulse eingestellt. Eine tomographische Ebene, von der ein Bild scharf erzeugt werden kann, ist durch den folgenden Ausdruck gegeben:

f = v/a . d/(L - d)

wobei d den Abstand zwischen dem Film und dem Objekt, L den Abstand zwischen dem Film und der Röntgenquelle, v die Geschwindigkeit der Röntgenquelle in einer Richtung senk recht zu dem Objekt, a die Breite einer CCD-Zeile und f die Frequenz der Taktimpulse bedeuten.

Fig. 9 ist ein Diagramm, das ein Beispiel zeigt, in welchem die Zeilen der CCDs durch verschiedene Taktimpulsfrequenzen angesteuert sind. Unter den CCD-Spalten b1 bis bm sind eini ge Spalten durch verschiedene Taktimpulsfrequenzen t1 bis tk gesteuert. In diesem Fall entspricht jede Taktimpulsfrequenz einer Abbildungstomographieebene. Die Steuerung kann unter gleichmäßiger Verteilung auf der CCD-Vorrichtung durchge führt werden. In Fig. 9 sind die Spalten b2, b4, b6, b8 und b10 durch eine Taktimpulsfrequenz t1 gesteuert, die Spalten b3, b7 und b11 sind durch eine Taktimpulsfrequenz t2 ge steuert, und die Spalten b1, b5, b9, b12, . . . sind durch eine Taktimpulsfrequenz t3 gesteuert. Dies bedeutet, daß in dem oberen Teil eines CCD-Elementes die Spalten durch Takt impulsfrequenzen jeweils entsprechend drei verschiedenen tomographischen Ebenen gesteuert sind, und die der zwölften Spalte folgenden Spalten der Vorrichtung sind lediglich durch eine einzige Taktimpulsfrequenz gesteuert. In dem Bei spiel von Fig. 9 können daher drei verschiedene tomographi sche Ebenen jeweils entsprechend den Taktimpulsfrequenzen t1, t2 und t3 in dem oberen Bildteil erfaßt werden. Dagegen wird in dem unteren Bildteil lediglich ein Bild einer tomo graphischen Ebene, d. h. ein tomographisches Bild entspre chend der Taktimpulsfrequenz t3, erzeugt.

Wenn auf diese Weise die Spalten der CCD durch verschiedene Taktimpulsfrequenzen gesteuert sind, können jeweils tomogra phische Bilder entsprechend mehreren tomographischen Ebenen gleichzeitig erzeugt werden.

Im folgenden wird der Prozeß zum Entfernen von Unschärfe aus den tomographischen Bildern näher beschrieben.

Fig. 10 ist ein Diagramm, das das Prinzip der bei der Erfin dung verwendeten Panagraphie bzw. Panoramadarstellung veran schaulicht. Die Röntgenquelle 2 liegt auf der Rückseite des Kopfes bezüglich des Unterkiefers 1a, der eine im wesent lichen U-ähnliche Gestalt hat. Die Röntgenstrahlen 11, die weit sind, so daß die horizontale Breite auf etwa 10 bis 30 mm in dem abzubildenden Teil anwächst, treten senkrecht in den abzubildenden Teil oder den Zahnbogen ein. Der Röntgenbilddetektor 3 liegt auf der Seite des Gesichtes, um die Röntgenstrahlen 11 zu empfangen, die durch den abzubil denden Teil verlaufen sind. Die Röntgenquelle 2 und der Röntgenbilddetektor 3 werden insgesamt geschwenkt, und die Drehmitte wird längs einer gekrümmten Bahn Q verfahren, wie dies in Fig. 10 gezeigt ist.

Fig. 11 ist ein Flußdiagramm, das einen Prozeß des Entfer nens von Unschärfe gemäß der Erfindung veranschaulicht. Auf der Grundlage der durch den Röntgenbilddetektor 3 erfaßten Bildinformation werden entsprechend der obigen Technik tomographische Bilder, die insgesamt acht betragen und mehreren tomographischen Ebenen entsprechen, die in vorbestimmten Intervallen längs der X-Bestrahlungsrichtung, beispielsweise in acht tomographischen Ebenen P1 bis P8 angeordnet sind, wie dies in Fig. 10 gezeigt ist, berechnet (Schritt u1).

Sodann wird ein spezifisches Bild der acht tomographischen Bilder herausgegriffen, und ein Faltungsprozeß wird mittels Bildinformation von einem oder mehreren tomographischen Bil dern ausgeführt, um dadurch eine Unschärfe oder Trübung bzw. Verwischung aus dem spezifischen tomographischen bild zu ent fernen (Schritt u2).

Weiterhin wird die Unschärfeentfernung an zwei oder mehreren tomographischen Bildern vorgenommen, und die tomographischen Bilder, aus denen eine Unschärfe entfernt ist, werden mitein ander summiert, um ein endgültiges zusammengesetztes tomogra phisches Bild zu erhalten (Schritt u3).

Im folgenden wird ein spezifisches Beispiel der Positionen der tomographischen Bilder näher erläutert. Ein Röntgenbild detektor 3 ist durch mehrere Lichtempfangspixels ausgebil det. In dem tomographischen Bild, das beispielsweise um ein Bild weiter nach innen als das mittlere tomographische Bild liegt, ist daher ein Pixel in jeder der Seiten vermindert, oder es sind zwei Pixels insgesamt in beiden Seiten redu ziert. Auf diese Weise wird beim Bewegen zur Innenseite nach einander die Anzahl der die jeweiligen tomographischen Bil der erzeugenden Pixels um zwei herabgesetzt. Dagegen wird beim Bewegen zur Außenseite nacheinander die Anzahl der die jeweiligen tomographischen bilder erzeugenden Pixels um zwei erhöht. Es sei angenommen, daß der Abstand zwischen der Dreh mitte und dem abzubildenden Teil 50 mm beträgt und der Sekun därschlitz des Röntgenbilddetektors 3 eine Breite entspre chend 40 Pixels hat (in dem Fall, in welchem die Abmessung eines Pixels auf 0,25 mm eingestellt ist und die Breite des Sekundärschlitzes einen Wert von 10 mm aufweist). Wenn das mittlere tomographische Bild als die Bezugsgröße eingestellt ist, können die Positionen oder Lagen der tomographischen Ebenen wie folgt ausgedrückt werden:
Die Ebene, die um zwei weiter nach außen als die Mitte liegt, ist bei 44/40 × 50 mm = 55 mm gelegen.
Die Ebene, die um eins weiter nach außen als die Mitte liegt, ist bei 42/40 × 50 mm = 52,5 mm positioniert.
Die mittlere Ebene ist bei 40/40 × 50 mm = 50 mm positio niert.
Die Ebene, die um eins weiter nach innen als die Mitte liegt, ist bei 38/40 × 50 mm = 47,5 mm positioniert.
Die Ebene, die um zwei weiter nach innen als die Mitte liegt, ist bei 36/40 × 50 mm = 45 mm positioniert.

Diese Beziehungen beruhen auf der Annahme, daß die Röntgen strahlen parallel zueinander sind. Wenn die Röntgenstrahlen in eine Sektorform erweitert sind, wird der Vergrößerungsfak tor berücksichtigt. Auf diese Weise werden die Intervalle der tomographischen Ebenen gemäß der Anzahl der Pixels im Röntgenbilddetektor 3 verändert.

Im folgenden wird der Unschärfegrad im Bild jeder tomographi schen Ebene beschrieben. Es sei angenommen, daß ein Punkt A, der frei von Unschärfe ist, auf der mittleren tomographi schen Ebene vorliegt. In der tomographischen Ebene, die um eins weiter nach innen als die Mitte liegt, ist der Punkt A auf drei Pixels und führt zu einem verschwommenen Bild. Wenn die Dichte des Originalpunktes A in der Mitte durch D₀ angegeben ist, ist die Dichte D_-1 des unscharfen oder ver schwommenen Bildes in gleicher Weise durch drei oder D_-1 = D₀/3 geteilt.

In der tomographischen Ebene, die um zwei weiter nach innen als die Mitte liegt, erscheint der Punkt A als unscharfes oder verschwommenes Bild, das auf fünf Pixels vorliegt. Wenn die Dichte des Originalpunktes A in der Mitte durch D₀ ange zeigt ist, ist die Dichte D_-2 des unscharfen Bildes in glei cher Weise durch fünf geteilt oder es gilt D_-2 = D₀/5.

Auf diese Weise können die Dichteverteilungen zwischen einem unscharfen Bild und dem Originalbild klargestellt werden. Dann kann das verschwommene Bild durch Rückführen der Berech nung entfernt werden.

Im folgenden wird das Entfernen einer Unschärfe näher erläu tert.

Wenn der Ausdruck D_-1 = D₀/3 abgewandelt wird, wird 3 × D_-1 = D₀ erhalten. Wenn die Dichten der unscharfen Punkte in der tomographischen Ebene, die um eins weiter nach innen als die Mitte liegt, durch D_-1-1, D_-10 und D_-11 ange zeigt werden, wird die folgende Beziehung erhalten:

D_-1-1 + D_-10 + D_-11 = D₀

In ähnlicher Weise wird auch in der tomographischen Ebene, die um eins weiter nach außen als die Mitte liegt, die fol gende Beziehung erhalten:

D_+1-1 + D₊₁₀ + D₊₁₁ = D₀

Der Punkt und die Dichte D_-10 in der Ebene, die um eins wei ter nach innen als die Mitte liegt, erscheint als unscharfes Bild bei D_0-1, D₀₀ und D₀₁ in der Mitte. Als ein Ergebnis ist an dem Punkt A (Dichte D₀₀) die Dichte, die 1/3 von D_-10 des Punktes beträgt, als Unschärfe überlagert. Wenn ledig lich der Punkt unscharf oder verschwommen ist, wird die fol gende Bedingung erhalten:

D₀₀ = D_-10/3.

Da die Dichte D_-1-1 des benachbarten Punktes überlappt ist, wird in ähnlicher Weise die folgende Beziehung erhalten:

D₀₀ = D_-1-1/3.

Als ein Ergebnis empfängt der Punkt 1/3 der Unschärfe von jedem der drei Punkte in der inneren Ebene, und damit gilt:

D₀₀ = (D_0-1 + D₀₀ + D₀₁)/3.

Da der Punkt eine Unschärfe auch von den drei Punkten in der äußeren Ebene empfängt, wird darüber hinaus die Unschärfe addiert, und sodann wird die folgende Beziehung erhalten:

D₀₀ = {(D_0-1 + D₀₀ + D₀₁) + (D_+1-1 + D₊₁₀ + D₊₁₁)}/3.

Wie oben erläutert ist, wird 1/3 der Unschärfe zu dem Punkt A von jedem der sechs Punkte addiert. Folglich kann eine Unschärfe aus dem Punkt A entfernt werden, indem die Dichten subtrahiert werden, die aus den sechs Punkten hervorgehen. In den sechs Punkten erscheint auch die Unschärfe an dem Punkt A (jeder Punkt enthält 1/3 von D₀₀, und sechs Punkte insgesamt werden angesammelt, mit dem Ergebnis, daß D₀₀/3 × 6 = 2 × D₀₀ vorliegt). Wenn die Subtraktion einfach durchgeführt wird, tritt daher eine übermäßige Substraktion entsprechend 2 × D₀₀ auf. Die Dichte D des Punktes A ohne Unschärfe beträgt:

D = D₀₀ - (D_0-1 + D₀₀ + D₀₁ + D_+1-1 + D₊₁₀ + D₊₁₁)/3.

Wenn dies durch 2 × D₀₀ korrigiert wird, das ausdrücklich subtrahiert wurde, nimmt die Dichte den folgenden Wert an:

D = 3 × D₀₀ - (D_0-1 + D₀₀ + D₀₁ + D_+1-1 + D₊₁₀ + D₊₁₁)/3.

Durch richtiges Umschreiben dieses Ausdruckes wird die fol gende Beziehung erhalten:

D(X, Y) = D(X, Y) × 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,

wobei
(X, Y) (Spalte, Zeile) bedeutet.

Im folgenden wird ein spezifisches Beispiel eines Faltungs prozesses beschrieben. Beispielsweise besteht jedes tomogra phische Bild aus m Pixels in seitlicher Richtung und n Pixels in vertikaler Richtung. Die Daten des tomographischen Bildes, das das erste Bild, gezählt von der innersten Seite aus ist, sind durch d(1, 1, 1) . . . d(1, m, n) angezeigt, die Daten des zweiten tomographischen Bildes sind durch d(2, 1, 1) . . . d(2, m, n) angegeben, und die Daten eines k-ten tomographischen Bildes sind in ähnlicher Weise durch d(k, 1, 1) . . . d(k, m, n) gegeben.

Im folgenden wird ein Fall beschrieben, in welchem das zweite Bild (k = 2) als ein spezifisches tomographisches Bild betrachtet und ein Faltungsprozeß mittels der voran gehenden und nachfolgenden tomographischen Bilder (k = 1 und 3) durchgeführt wird. Die Faltungsfunktion kann als eine Determinante wie folgt ausgedrückt werden:

Wenn der Ausdruck (1) normiert wird, so wird der folgende Ausdruck erhalten:

Sodann kann die Pixeldichte D(m, n) des tomographischen Bil des ohne Unschärfe wie folgt ausgedrückt werden:

D(m, n) = 3 . {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)]} (3)

Wenn D(m, n) bezüglich m von 1 bis m - 1 und n von 0 bis n berechnet wird, so kann ein tomographisches Bild erhalten werden, in welchem eine Unschärfe oder Verschmierung ent fernt ist.

In dem oben beschriebenen Beispiel wird die 3 × 3-Determinan te verwendet. Eine 5 × 5-Determinante oder eine 7 × 7-Deter minante kann in der folgenden Weise gedehnt werden:

In den obigen Ausdrücken sind die Koeffizienten 1/3, 1/5 und 1/7 lediglich Beispiele einer Ausführung. In der Praxis ist es vorzuziehen, eine Korrektur durch Gewichten solcher Koeffizienten vorzunehmen. Daher hat die Faltungsfunktion die folgende allgemeine Form:

In den obigen Ausdrücken sind n und m ungerade Zahlen, wie beispielsweise 3, 5, 7, . . . Der Koeffizient von a(n, m) muß bestimmt werden, oder das Gewichten muß durchgeführt werden, während ein tatsächliches Bild des Objektes beobachtet wird.

Auf diese Weise kann das Entfernen einer Unschärfe auf dem dritten tomographischen Bild mittels der ersten bis fünften tomographischen Bilder vorgenommen werden; das Entfernen einer Unschärfe auf dem vierten tomographischen Bild kann mittels der zweiten bis sechsten tomographischen Bilder durchgeführt werden; und das Entfernen einer Unschärfe kann auf dem fünften tomographischen Bild mittels der dritten bis siebten tomographischen Bilder vorgenommen werden. In idea ler Weise ist es vorzuziehen, das Entfernen einer Unschärfe mittels nicht nur der vorangehenden zwei tomographischen Bil der und der nachfolgenden zwei tomographischen Bilder, son dern auch der vorangehenden und nachfolgenden zehn bis zwölf tomographischen Bilder durchzuführen. Hinsichtlich eines Zahnes, der Dentition oder des Kieferknochens ist es aus reichend, ein Bild eines Teiles mit einer Breite von 10 mm aufzunehmen. Hinsichtlich der zum Durchführen des Prozesses erforderlichen Zeit und der Speicherkapazität muß die Anzahl der zu verwendenden Bilder bestimmt werden.

Fig. 12 ist ein Flußdiagramm, das ein spezifisches Beispiel des Prozesses zum Entfernen einer Unschärfe gemäß der Erfin dung veranschaulicht. In diesem Beispiel werden drei Bilder ohne Unschärfe vorbereitet, indem fünf tomographische Bilder verwendet und dann einer Summierzusammensetzung unterworfen werden.

Zunächst wird die Normierung des horizontalen Vergrößerungs faktors beschrieben. In insgesamt fünf tomographischen Bil dern, d. h. dem mittleren tomographischen Bild, den äußeren ersten und zweiten tomographischen Bildern und den inneren ersten und zweiten tomographischen Bildern sind die horizon talen Vergrößerungsfaktoren verschieden voneinander, da die Positionen der tomographischen Ebenen verschieden voneinan der sind. Folglich wird eine Korrektur vorgenommen, um die horizontalen Pixelzahlen auszugleichen.

Wenn das mittlere tomographische Bild aus beispielsweise 1000 Pixels in lateraler oder seitlicher Richtung und 500 Pixels in vertikaler Richtung besteht, so ist die horizonta le Pixelzahl des tomographischen Bildes, die um eins weiter nach außen als die Mitte liegt, als 1000 × (42/40) = 1050 ausgegeben. Oben wird angenommen, daß die Breite des Sekun därschlitzes des Röntgendetektors 40 Pixels entspricht. Folg lich ist der horizontale Vergrößerungsfaktor durch 42/40 ge geben.

Um die horizontale Pixelzahl mit derjenigen des mittleren tomographischen Bildes zusammenfallen zu lassen, wird daher die horizontale Pixelzahl mit dem Kehrwert des horizontalen Vergrößerungsfaktors, d. h. 40/42, multipliziert, um zu 1050 × (40/42) = 1000 Pixels korrigiert zu werden. In ähn licher Weise ist die horizontale Pixelzahl des tomographi schen Bildes, das um zwei weiter nach außen als die Mitte liegt, als 1000 × (44/40) = 1100 gegeben, und damit wird die horizontale Pixelzahl mit dem Kehrwert des horizontalen Ver größerungsfaktors, d. h. 40/44, multipliziert, um zu 1100 × (40/44) = 1000 Pixels korrigiert zu werden. Dagegen ist die horizontale Pixelzahl des tomographischen Bildes, das um eins weiter nach innen als die Mitte liegt, als 1000 × (38/40) = 950 ausgegeben, und damit wird die horizon tale Pixelzahl mit dem Kehrwert des horizontalen Vergröße rungsfaktors, d. h. 40/38, multipliziert, um zu 950 × (40/38) = 1000 Pixels korrigiert zu werden. Die hori zontale Pixelzahl des tomographischen Bildes, das um zwei weiter nach innen als die Mitte liegt, wird als 1000 × (36/40) = 900 ausgegeben, und damit wird die horizon tale Pixelzahl mit dem Kehrwert des horizontalen Vergröße rungsfaktors, d. h. 40/36, multipliziert, um zu 900 × (40/36) = 1000 Pixels korrigiert zu werden.

Danach wird ein Faltungsprozeß oder ein Frequenzprozeß mit tels drei tomographischer Bilder, d. h. den äußeren zwei und dem mittleren, unter den fünf tomographischen Bildern durch geführt, die der Normierung des horizontalen Vergrößerungs faktors unterworfen waren. Als Ergebnis wird ein Bild ohne Unschärfe I1 erzielt. Weiterhin wird ein Faltungsprozeß oder ein Frequenzprozeß mittels drei tomographischer Bilder, d. h. dem mittleren Bild, dem äußeren ersten Bild und dem inneren ersten Bild, mit dem Ergebnis vorgenommen, daß ein Bild ohne Unschärfe I2 erhalten wird, und ein Faltungsprozeß oder ein Frequenzprozeß wird mittels drei tomographischer Bilder, d. h. dem mittleren Bild und den inneren zwei Bildern, mit dem Ergebnis durchgeführt, daß ein Bild ohne Unschärfe I3 erzielt wird.

Danach werden die Bilder ohne Unschärfe I1 bis I3 miteinan der summiert, und es wird ein zusammengesetztes tomographi sches Bild ohne Unschärfe erhalten.

Oben wurde ein Beispiel beschrieben, bei dem ein Bild ohne Unschärfe mittels drei tomographischer Bilder erhalten wer den kann. Alternativ kann ein Bild ohne Unschärfe aus fünf, sieben oder mehr tomographischen Bildern berechnet werden.

Wie oben in Einzelheiten erläutert ist, wird erfindungsgemäß ein Faltungsprozeß mittels mehrerer tomographischer Bilder durchgeführt, wodurch ein tomographisches Bild, das frei von Unschärfe ist, erhalten werden kann. In dem Fall, in welchem ein Röntgenabbildungsprozeß mittels weiter Röntgenstrahlen vorgenommen wird, kann daher selbst bei unscharfen tomogra phischen Bildern ein klares tomographisches Bild durch das oben erläuterte Entfernen von Unschärfe gewonnen werden.

Das Verwenden von weiten Röntgenstrahlen liefert Vorteile, wie insbesondere: 1) Einflüsse von Behinderungsschatten, wie beispielsweise Halswirbel, können reduziert werden; 2) die Nutzwirksamkeit von Röntgenstrahlen ist verbessert, und der Strom einer Röntgenröhre kann vermindert werden, um so die Belastung der Röntgenröhre abzusenken; und 3) eine Röntgen detektoreinrichtung mit großem Abbildungsbereich kann verwen det werden, und damit kann die Abbildungswirksamkeit verbes sert werden.

Wenn tomographische Bilder, aus denen Unschärfen entfernt sind, miteinander summiert werden, um ein zusammengesetztes tomographisches Bild zu erhalten, so ist es möglich, ein Röntgentomographiebild zu erzielen, das einen verminderten Pegel an Rauschen und eine höhere Schärfe hat.

Claims

1. Dentales Panorama-Röntgenabbildungsgerät mit:
einer Röntgenquelle (2) zum Bestrahlen eines Objektes (1) mit Röntgen strahlen,
einer Röntgenbilddetektoreinrichtung (3) zum Erfassen eines Bildes der Röntgenstrahlen, die durch das Objekt (1) verlaufen sind,
einer Schwenkeinrichtung (4), um die Röntgenquelle (2) und die Röntgen detektoreinrichtung (3) insgesamt um das Objekt (1) zu schwenken,
einer Bildspeichereinrichtung (5) zum Speichern von Bildinformation von einer Vielzahl von Vollbildern, die von der Röntgendetektoreinrichtung (3) wäh rend einer Zeitdauer ausgegeben ist, in der die Schwenkeinrichtung (4) arbeitet, und
einer Bildprozessoreinrichtung (6) zum Erzeugen eines tomographischen Bildes längs einer gewünschten tomographischen Ebene und zum Ausführen ei nes Rechenprozesses an dem tomographischen Bild,
dadurch gekennzeichnet, dass die Bildprozessoreinrichtung (6) selektiv Vollbilder, die in gewissen Zeitintervallen angeordnet sind, aus der Vielzahl von Vollbildern auf der Grundlage der in der Bildspeichereinrichtung (5) gespeicher ten Bildinformation abruft, die abgerufenen Vollbilder summiert, während Posi tionen hiervon in Breitenrichtung eines Schlitzbildes um einen vorbestimmten Abstand verschoben werden, und eine Verschiebungsgröße gemäß einer Bewe gungsgeschwindigkeit des tomographischen Bildes verändert, wodurch mehrere tomographische Bilder entsprechend mehreren tomographischen Ebenen, die in vorbestimmten Intervallen im wesentlichen senkrecht zu einer Richtung der Röntgenbestrahlung angeordnet sind, berechnet werden (U1), ein Faltungspro zess (U2) an einem spezifischen tomographischen Bild mittels Bildinformation von wenigstens einem der tomographischen Bilder ausgeführt wird, und da durch eine Unschärfe aus dem spezifischen tomographischen Bild entfernt wird.

2. Dentales Panorama-Röntgenabbildungsgerät mit:
einer Röntgenquelle (2) zum Bestrahlen eines Objektes (1) mit Röntgen strahlen,
einer Röntgenbilddetektoreinrichtung (3) zum Erfassen eines Bildes der Röntgenstrahlen, die durch das Objekt (1) verlaufen sind,
einer Schwenkrichtung (4), um die Röntgenquelle (2) und die Röntgende tektoreinrichtung (3) insgesamt um das Objekt (1) zu schwenken,
einer Bildspeichereinrichtung (5) zum Speichern von Bildinformation von einer Vielzahl von Vollbildern, die von der Röntgendetektoreinrichtung (3) wäh rend einer Zeitdauer ausgegeben ist, in der die Schwenkeinrichtung (4) arbeitet, und
einer Bildprozessoreinrichtung (6) zum Erzeugen eines tomographischen Bildes längs einer gewünschten tomographischen Ebene und zum Ausführen ei nes Rechenprozesses an dem tomographischen Bild,
dadurch gekennzeichnet, dass die Bildprozessoreinrichtung (6) selektiv Vollbilder, die in gewissen Zeitintervallen angeordnet sind, aus der Vielzahl von Vollbildern auf der Grundlage der in der Bildspeichereinrichtung (5) gespeicher ten Bildinformation abruft, die abgerufenen Vollbilder summiert, während Posi tionen hiervon in Breitenrichtung eines Schlitzbildes um einen vorbestimmten Abstand verschoben werden, und eine Verschiebungsgröße gemäß einer Ver schiebungsgeschwindigkeit des tomographischen Bildes verändert, wodurch mehrere tomographische Bilder entsprechend mehreren tomographischen Ebe nen, die in vorbestimmten Intervallen im wesentlichen senkrecht zu einer Rich tung der Röntgenbestrahlung angeordnet sind, berechnet werden (U1), ein Fre quenzprozess (U2) an einem spezifischen tomographischen Bild mittels Bildinfor mation von wenigstens einem der tomographischen Bilder ausgeführt wird, und dadurch eine Unschärfe aus dem spezifischen tomographischen Bild entfernt wird.

3. Dentales Panorama-Röntgenabbildungsgerät nach Anspruch 1 oder 2, dadurch gekennzeichnet, dass das Entfernen einer Unschärfe an zwei oder mehr Bildern der tomographischen Bilder ausgeführt wird, und dass die to mographischen Bilder, aus denen eine Unschärfe entfernt wurde, miteinander summiert werden, um ein zusammengesetztes tomographisches Bild zu erhalten (U3).

4. Dentales Panorama-Röntgenabbildungsgerät nach einem der Ansprüche 1 bis 3, dadurch gekennzeichnet, dass die Bildprozessoreinrichtung (6) ein Ab rufintervall und die Verschiebungsgröße gemäß der Bewegungsgeschwindigkeit des tomographischen Bildes verändert.