DE19651722A1 - Belichtungsautomatik für einen Röntgenapparat - Google Patents

Description

Die Erfindung betrifft ein Verfahren zum automatischen Ein­ stellen der Belichtung eines Bildempfängers bei der Panorama- Radiographie, der tomographischen Radiographie oder einer sonstigen Radiographie, wobei die von einer Strahlungsquelle ausgesandte Strahlung durch ein röntgenmäßig zu untersuchen­ des Objekt hindurchgeht, und zwar von einem Bereich zu einem anderen, und das Objekt gleichzeitig auf dem Bildempfänger über eine aus derartigen aufeinanderfolgenden Stufen beste­ hende Abbildungsperiode hinweg angezeigt wird, wobei das Ver­ fahren die Messung der Intensität der auf dem Bildempfänger in Strahlungsausbreitungsrichtung einfallenden Strahlung mit­ tels mindestens zweier Detektoren beinhaltet, welche hinter dem Empfänger angeordnet sind, wobei die Meßsignale von den Detektoren und vorbestimmte Referenzwerte dazu verwendet wer­ den, mindestens eine die Bildempfängerbelichtung beeinflus­ sende Variable während des Abbildungsvorgangs einzustellen. Die Erfindung betrifft ferner eine Anordnung zur Durchführung dieses Verfahrens.

Eine Anordnung zur automatischen Belichtungseinstellung in der Panorama-Radiographie ist in Patentveröffentlichungen wie der FI 69559 und der FI 90617 offenbart worden. Die beschrie­ benen Anordnungen messen die Strahlungsintensität im Bereich der Filmebene, wobei entweder der Röntgenröhrenstrom oder die Drehgeschwindigkeit der Röntgeneinheit eingestellt wird. Die FI-Patentveröffentlichung 69559 legt die Lage des Strahlungs­ detektors nicht fest, wogegen die FI 90617 die von einer fluoreszierenden Platte, welche in Verbindung mit dem Film angeordnet ist, ausgesandte Strahlung benutzt. Diese Doku­ mente geben keinen Hinweis auf die Art des zur Einstellung verwendeten Meßreferenzwerts. Darüber hinaus hat man erkannt, daß eine Änderung der Drehgeschwindigkeit, d. h. der Belich­ tungszeit eines Panorama-Röntgenapparats, im Betrieb zu Bil­ dern extrem schlechter Qualität führt. Die US-Patentveröf­ fentlichung 4 021 672 beschreibt einen automatischen Regler eines ähnlichen Typs, der einen hinter dem Röntgenfilm ange­ ordneten Detektor verwendet und weitere Variablen, die die Belichtung beeinflussen, mittels eines Referenzwerts ein­ stellt, mit Ausnahme der Drehgeschwindigkeit des Panorama- Röntgenapparats. Ferner beschreibt die EP-Patentveröffentli­ chung 229 972 einen ähnlichen automatischen Regler, bei dem der Detektor oder die Detektoren entweder vor oder hinter dem Film angeordnet sind und dazu verwendet werden, die Belich­ tungsvariablen mittels eines Referenzwerts einzustellen. Ab­ gesehen davon erwähnt dieses Dokument ein Auswahlverfahren, das es erlaubt, unter vorgewählten Belichtungsgeschwindigkei­ ten für veränderliche Kieferstrukturen die geeignete Ge­ schwindigkeit zu wählen. Bei allen der oben beschriebenen Dokumente wird ein Signal, das während der Panorama-Radiogra­ phie durch das Objekt hindurchgelangt ist, kontinuierlich ge­ messen und auf Basis dieser Messung entweder die Drehge­ schwindigkeit der Panorama-Einrichtung oder der Röntgenröh­ renstrom oder optional die Röntgenröhrenspannung eingestellt. Eine derartige Anordnung zieht zahlreiche Nachteile nach sich. Erstens sind eine kontinuierliche Messung und eine kon­ tinuierliche Einstellung ausgesprochen empfindlich gegenüber lokalen Abweichungen, beispielsweise bei den Zähnen eines Patienten. Wenn der Detektor einen signifikanten Abfall der Strahlungsintensität erfaßt, der möglicherweise durch eine Zahnfüllung hervorgerufen wird, wirkt die Einstellautomatik dagegen, indem die Strahlung beträchtlich erhöht wird, was eine deutlich überbelichtete Linie an dieser Stelle auf dem Röntgenfilm hervorruft. In genau entsprechender Weise kann eine unterbelichtete Linie beispielsweise aufgrund eines feh­ lenden Zahns hervorgerufen werden, oder es können andere Be­ lichtungsunregelmäßigkeiten vorliegen, die durch unregelmä­ ßige Zähne oder einen unregelmäßigen Kieferknochen hervorge­ rufen werden. Folglich ergeben die oben beschriebenen Anord­ nungen, beispielsweise was die Zähne eines Patienten anbe­ langt, einen Film, der äußerst unregelmäßig belichtet ist.

Die FI-Patentveröffentlichung 90618 beschreibt eine Anord­ nung, bei der ein oder mehrere Detektoren, die in Strahlungs­ ausbreitungsrichtung hinter dem Bildempfänger angeordnet sind, in kurzen Intervallen die Strahlungsintensität messen, welche durch den Patienten hindurchgelangt ist. Die Grundaus­ führungsform dieser Anordnung weist keine wesentlichen Vor­ teile gegenüber den vorstehend beschriebenen Anordnungen auf, da diese Automatiksteuerung Filme ergeben kann, die in genau der gleichen Weise äußerst irregulär belichtet sind. Die Schwierigkeiten können etwas reduziert werden, wenn die Si­ gnale von mehreren Detektoren während der Verstärkung kombi­ niert werden. Die Veröffentlichung erwähnt auch ein Meßver­ fahren, das durchgeführt wird, indem im Anschluß an den Kie­ ferknochen die Pithelschicht gemessen wird und dieses Meßer­ gebnis verwendet wird, um die Belichtungswerte einzustellen, die über die gesamte Meßperiode hinweg unverändert bleiben sollen. Ähnliche Methoden wurden in den Patentveröffentli­ chungen FI 76234 und US 5 386 448 beschrieben. Die bevorzugte Ausführungsform bei diesen drei Dokumenten ist somit, derart vorzugehen, daß die Intensität des Strahls, der durch das Objekt hindurchgegangen ist, erfaßt wird, bevor die eigent­ liche Röntgenuntersuchung im Randbereich des Kieferknochens gestartet wird, und auf Basis des hiernach erhaltenen Meß­ werts oder der Meßwerte die Bewegungsgeschwindigkeit des Pan­ orama-Röntgenapparats während des Abbildungsvorgangs konstant gehalten wird und die Spannung und der Strom der Röntgenröhre während des Abbildungsvorgangs konstant gehalten werden. Auf diese Weise besitzt diese Anordnung nicht die Nachteile, die mit einer kontinuierlichen Messung und den oben beschriebenen Steuerprozessen einhergehen; mit anderen Worten ziehen indi­ viduelle Unvollkommenheiten der Zähne eines Patienten keine lokalen Belichtungsfehler auf dem Röntgenfilm nach sich. Dies hat jedoch nichts mit einer im Verlauf der Röntgenuntersu­ chung durchgeführten Messung zu tun, da die Messung explizit vor dem eigentlichen Abbildungsvorgang durchgeführt wird. Diese Vorgehensweise hat wiederum den Nachteil, daß der ver­ messene Punkt nicht notwendigerweise sehr repräsentativ für den gesamten gemessenen Bereich ist. Es kann nämlich die ge­ messene Stelle des Kieferknochens des Patienten eine größere oder geringere relative Dicke als der Zahnbereich haben oder es kann die Messung an einer Stelle stattgefunden haben, die auch sonstwie nicht repräsentativ ist, was letztendlich zu einem Bild führt, das entweder überbelichtet oder unterbe­ lichtet ist. Bei all den oben beschriebenen Anordnungen wer­ den Probleme durch die Tatsache hervorgerufen, daß die Erfas­ sung der Intensität gewöhnlich an einem einzigen Punkt durchgeführt wird, der gewöhnlich eine sehr kleine Fläche be­ sitzt, weswegen es sehr zweifelhaft sein kann, ob er reprä­ sentativ ist.

Die JP-Patentveröffentlichung 60 59700 beschreibt einen De­ tektor, welcher aus einer großen Zahl von Detektoreinheiten besteht, die sehr nahe beieinander angeordnet sind, um eine Matrix zu bilden. Der Einfluß eines im Meßbereich der Detek­ toranordnung enthaltenen irrelevanten Punkts wird auf diese Weise selbstverständlich reduziert, vorausgesetzt, daß die Ausgänge aller Detektoren miteinander verbunden worden sind, d. h. parallel geschaltet wurden, und lediglich das Summen­ signal der Detektoren zur Einstellung der Belichtung herange­ zogen wird. Umgekehrt ist jedoch festzustellen, daß der Ein­ fluß eines in dem Meßbereich des Detektors enthaltenen per­ fekt relevanten Meßpunkts im Vergleich zum Einfluß nicht re­ levanter Punkte genauso abgeschwächt wird und in diesem Fall das Meßergebnis und damit das Einstellergebnis sich überhaupt nicht oder nur in sehr geringem Maß verbessern, verglichen mit den oben beschriebenen Anordnungen, die einen einzigen Meßsensor geringer Größe verwenden.

Bei den meisten Meßanordnungen der oben beschriebenen Doku­ mente sind der Detektor oder die Detektoren, die die Röntgen­ strahlungsintensität messen, bei Betrachtung in Röntgenröh­ renrichtung hinter dem Film oder der Filmkassette angeordnet. Die den Detektor erreichende Strahlungsintensität ist daher sehr gering, weil der Röntgenfilm mit seinen Belichtungsver­ stärkungsplatten die Strahlung erheblich abschwächt. Folglich erhält ein derartig angeordneter Detektor nur annähernd 30% bis 40% der auf den Film einfallenden Strahlung. Aus diesem Grund enthält das Signal eines so angeordneten Detektors eine erhebliche Menge an Rauschen, wobei das Signal/Rausch-Ver­ hältnis äußerst schlecht und die Einstellgenauigkeit für die Belichtung ebenfalls schlecht sind. Wenn der Sensor vor der Filmkassette angeordnet ist, muß man entweder sehr teure De­ tektoren verwenden, wie etwa Ionisationskammern, um deren Er­ scheinen auf dem Bild zu vermeiden, oder es müssen die Erfas­ sung vor dem Beginn des eigentlichen Abbildungsvorgangs durchgeführt werden und die Detektoren für den Zeitraum des Abbildungsvorgangs entfernt werden, was in den oben beschrie­ benen Nachteilen resultiert. Die FI-Patentveröffentlichung 90617 erwähnt eine Lichtverstärkungsplatte, welche vor einem hinter der Filmkassette angeordneten Detektor angebracht ist; dies verbessert die Situation jedoch nicht stark, weil die einfallende Strahlung in jedem Fall auf die Hälfte bis ein Viertel der auf den Röntgenfilm einfallenden Strahlung abge­ sunken ist. Parallel geschaltete Detektoren, wie sie in den Patentveröffentlichungen JP 60 59700 und US 4 021 672 be­ schrieben sind, verbessern das Signal/Rausch-Verhältnis ledi­ glich in geringem Maß, weil die Rauschspannung bei derartigen Anordnungen fast mit der gleichen Rate wie der wirksame Si­ gnalpegel ansteigt.

Keine der oben genannten Druckschriften beschreibt eine An­ ordnung zur automatischen Belichtungseinstellung bei der To­ mographie.

Eine erste Aufgabe der Erfindung ist es, ein Verfahren und eine Einrichtung zur automatischen Einstellung der Belichtung bei einem Bildempfänger während eines Abbildungsvorgangs be­ reitzustellen, die sowohl zur Verwendung bei der Panorama-Ra­ diographie als auch bei der Tomographie geeignet sind. Eine zweite Aufgabe der Erfindung ist es, ein Verfahren und eine Anordnung zur automatischen Belichtungseinstellung bereitzu­ stellen, bei denen die Detektoren in Strahlungsausbreitungs­ richtung gesehen hinter einem Bildempfänger angeordnet werden können und trotzdem ein qualitativ hochwertiges Signal mit gutem Signal/Rausch-Verhältnis erzielt werden kann. Eine dritte Aufgabe der Erfindung ist es, ein Verfahren und eine Einrichtung der vorstehend beschriebenen Art bereit zustellen, bei denen die durch das Objekt hindurchgelangende Intensität während der Panorama-Röntgenuntersuchung und der tomographi­ schen Röntgenuntersuchung erfaßt werden kann und die Belich­ tung während des Vorgangs derart eingestellt werden kann, daß einzelne Punkte des im Fokus befindlichen Objekts, die Inten­ sitätsfehler hervorrufen, die korrekte Einstellung der Be­ lichtungswerte zumindest nicht wesentlich beeinflussen. Eine vierte Aufgabe der Erfindung ist es, ein solches Verfahren und eine solche Einrichtung bereitzustellen, die mit einfa­ chen und preiswerten Komponenten ausgeführt werden können.

Zur Beseitigung der Nachteile des Standes der Technik und zur Lösung obiger Aufgaben werden erfindungsgemäß ein Verfahren mit den Merkmalen des Anspruchs 1 und eine Einrichtung mit den Merkmalen des Anspruchs 11 vorgeschlagen.

Der Hauptvorteil der Erfindung ist, daß bei Verwendung des erfindungsgemäßen Verfahrens und der erfindungsgemäßen Ein­ richtung ein Steuersignal von Detektoren, welche hinter dem Bildempfänger angeordnet und damit auf dem endgültigen Bild nicht sichtbar sind, mit einem sehr guten Signal/Rausch-Ver­ hältnis an die Steuereinrichtung geliefert wird. Ein zweiter Vorteil der Erfindung ist, daß das obige Ergebnis erreicht wird, indem einfache und relativ preiswerte Komponenten in dem Apparat verwendet werden, ohne auf teure Spezialbauteile zurückgreifen zu müssen. Ein weiterer Vorteil der Erfindung ist, daß die Verwendung des erfindungsgemäßen Verfahrens und der erfindungsgemäßen Einrichtung wirksam den Einfluß von un­ gewöhnlichen Stellen eines Patienten, etwa Zahnfüllungen, Zahnlücken oder dergleichen, auf die Belichtungseinstellung beseitigt, so daß der gesamte Bildempfänger korrekt und gleichmäßig belichtet wird.

Bevorzugte Ausführungsbeispiele der Erfindung werden nachfol­ gend anhand der beigefügten Zeichnungen näher erläutert. Es stellen dar:

Fig. 1 eine schematische Ansicht von oben auf einen er­ findungsgemäßen Panorama-Röntgenapparat,

Fig. 2 eine sekundäre Blendenöffnung vor einem Bildempf­ änger in dem Apparat sowie hinter dem Bildempfän­ ger angeordnete Detektoren, und zwar bei Betrach­ tung in Ausbreitungsrichtung eines Röntgenstrahls,

Fig. 3 eine schematische Ansicht von oben auf eine er­ findungsgemäße Tomographieeinrichtung,

Fig. 4 ein Bildfeld der Einrichtung der Fig. 3 sowie hinter einem Bildempfänger angeordnete Detektoren, und zwar bei Betrachtung in Ausbreitungsrichtung eines Röntgenstrahls und

Fig. 5 ein Prinzipschaltbild einer Anschlußanordnung, die bei dem erfindungsgemäßen Verfahren und der er­ findungsgemäßen Einrichtung verwendet werden kann.

Fig. 1 stellt einen Panorama-Röntgenapparat mit einer Rönt­ genquelle 4 dar, von der ein Röntgenstrahl 5 über eine in der Zeichnung nicht dargestellte primäre Blende in Form eines schmalen Strahlenkegels 5 ausgeht, dessen Höhe orthogonal zu einer Bildebene ist. In Richtung der Bildebene ist der Strah­ lenkegel 5 sehr schmal, wie man anhand der Zeichnung verste­ hen kann. Dieser Strahlenkegel 5 geht durch ein im Fokus be­ findliches Objekt 6, in diesem Fall einen Kieferknochen und Zähne, hindurch und weiter zu einem Bildempfänger 7 in dem Panorama-Röntgenapparat. Vor diesem Bildempfänger 7 befindet sich der Röntgenröhre 4 gegenüberliegend eine sekundäre Blen­ de 10a mit einem Schlitz 13, dessen Höhe H in einer Richtung orthogonal zur Ebene der Fig. 1 gleich der Höhe des erzeugten Bilds ist und dessen Weite W1 in Richtung der Ebene der Fig. 1 und somit des Bildempfängers 7 klein im Vergleich zur Länge des Bildempfängers ist, wobei sie allgemein im Bereich von 1 bis 3 mm oder nahe dieser aus dem Stand der Technik bekannten Werte liegt. Der Bildempfänger 7 ist an einem Stativ 8 befe­ stigt, wobei diese Baugruppe in einem Empfängergehäuse 9 an­ geordnet ist. Die sekundäre Blende 10a ist stationär in dem Gehäuse 9 angeordnet, jedoch bewegt das Bildempfängerstativ 8 den Bildempfänger 7 während des Abbildungsvorgangs in Rich­ tung eines Pfeils B, während die Röntgenröhre 4 und das Emp­ fängergehäuse 9 sich um eine zur Figurebene orthogonale, in der Zeichnung nicht dargestellte Achse in einer Drehrichtung A drehen. Auf diese Weise wird der Bildempfänger 7 über den Schlitz 13 in der sekundären Blende 10a auf seiner gesamten Oberfläche in an sich bekannter Weise belichtet, während sich die Röntgenröhre und das Empfängergehäuse in Richtung A dre­ hen und sich der Bildempfänger 7 in einer der Drehung A ent­ gegengesetzten Richtung B unter Drehung seines Stativs 8 be­ wegt. Zusätzlich umfaßt der Panorama-Röntgenapparat selbst­ verständlich einen Röntgengenerator 3 sowie eine Steuerein­ heit 2, die zur Steuerung des Stroms und der Beschleunigungs­ spannung der Röntgenröhre verwendet wird.

Fig. 3 stellt einen Tomographieapparat dar, der eine Röntgen­ röhre 4 umfaßt, welche über eine Öffnung in einer nicht dar­ gestellten primären Blende einen Strahlenkegel 5 aussendet, dessen Querschnittsfläche am Bildempfänger 7 gleich der Flä­ che des gewünschten Bilds ist. Auf diese Weise besitzt der Strahlenkegel 5 die notwendigen Abmessungen sowohl in einer zur Fig. 3 parallelen Ebene als auch in einer hierzu orthogo­ nalen Richtung, wie man anhand von Fig. 3 erkennen kann. Die­ ser Strahlenkegel 5 geht durch das im Fokus befindliche Objekt 6 hindurch, in diesem Fall den Kieferknochen und die Zähne, wobei er auf dem gesamten Bildfeld 12 des Bildempfän­ gers 7 einfällt. Das Bildfeld weist eine Höhe K und eine Wei­ te W2 auf, wie man in Fig. 4 erkennen kann. Dieses Bildfeld 12 wird üblicherweise mit Hilfe einer sekundären Blende 10b begrenzt, um zu verhindern, daß Streustrahlung unerwünschte Bereiche erreicht. Der Bildempfänger 7 und das diesen tra­ gende Stativ 8 sind in diesem Fall gegenüber dem Empfängerge­ häuse lagefixiert. Bei einer anschließenden Bewegung der Röntgenröhre 4 und des Empfängergehäuses 9 in zum Strahlenke­ gel orthogonalen Ebenen oder auf zu dem Strahlenkegel ortho­ gonalen Kugelflächen derart, daß der Strahlenkegel 5 unver­ ändert auf das Bildfeld des Bildempfängers 7 gerichtet bleibt, wird eine virtuelle oder scheinbare Linse, d. h. keine physikalisch echte Linse, erzeugt, die eine zum Strahlenkegel 5 orthogonale gegebene Ebene oder Schicht 40 des Objekts 6 mit voller oder angemessener Schärfe auf dem Bildempfänger 7 anzeigt. Im einfachsten Fall werden die Röntgenröhre 4 und das Gehäuse 9 in einer einzigen Ebene bewegt, was ein lineare Tomographieaufnahme genanntes Bild erzeugt; in den meisten Fällen jedoch werden die Röntgenröhre und das Empfängerge­ häuse in zum Strahlenkegel orthogonalen Ebenen oder auf einer zum Strahlenkegel orthogonalen Kugelfläche in verschiedenen Richtungen bewegt, z. B. längs einer Kreislinie, spiralförmig oder einer Hypozycloide folgend oder längs irgendeiner ande­ ren geeigneten Kurve, und zwar gleichzeitig wie die Bewegung des Empfängergehäuses umgekehrt symmetrisch zur Bewegung der Röntgenröhre relativ zu einem Punkt in dem Strahlenkegel 5 zwischen diesen ist. Abhängig von der Art und dem Ausmaß der Bewegungen des Empfängergehäuses und der Röntgenröhre wird die Dicke der Schicht 40 des Objekts 6 reguliert, die in je­ dem Fall scharf auf dem Bildempfänger 7 angezeigt wird. Die Objektbereiche in dieser Ebene werden im Sinne optischer Re­ geln nicht scharf röntgenfotographisch auf dem Bildempfänger abgebildet, sondern sie rufen lediglich eine geringe Signal­ dämpfung hervor, obwohl der Strahlenkegel 5 durch die Be­ reiche dieser Objekte im Fokus hindurchgeht. Auch in diesem Fall umfaßt der Apparat ferner einen Röntgengenerator 3 sowie eine dessen Strom und Spannung steuernde Steuereinheit 2. In Fig. 3 zeigen die gekrümmten Pfeile A die an sich bekannten und oben beschriebenen umgekehrt symmetrischen Bewegungen der Röntgenröhre 4 und des Empfängergehäuses 9.

Neben den vorstehend erläuterten Anordnungen kann der Bild­ empfänger 7 zusätzlich zu dem Film selbstverständlich aus fluoreszierenden Platten bestehen, die Lichtverstärkungsplat­ ten genannt werden und auf einer oder beiden Seiten desselben angeordnet sind, und aus weiteren üblichen Komponenten, die in der Zeichnung nicht gezeigt sind. Diese Komponenten werden im folgenden nicht weiter erläutert.

Erfindungsgemäß sind bei Betrachtung in Einfallsrichtung des Strahlenkegels 5 im Bereich des Strahlenkegels, d. h. des Schlitzes 13 der sekundären Blende 10a, hinter dem Bildemp­ fänger 7 des Panorama-Röntgenapparats mindestens zwei Detek­ toren 1 angeordnet, welche in vertikaler Richtung H des Schlitzes einen Abstand L voneinander aufweisen. Der Abstand L ist orthogonal sowohl zur Bewegungsrichtung B des Bildemp­ fängers 7 als auch zur Bewegungsrichtung A des Empfängerge­ häuses 9, wobei diese Bewegungsrichtungen entgegengesetzt sind. In ähnlicher Weise sind bei dem Tomographieapparat min­ destens zwei Detektoren 1 bei Betrachtung in Einfallsrichtung des Strahlenkegels 5 hinter dem Bildempfänger 7 im Bildfeld 12 angeordnet, d. h. dem durch die sekundäre Blende 10b defi­ nierten stationären Bildfeld 12, wobei die Detektoren einen vertikalen Abstand L1 oder/und einen hierzu senkrechten hori­ zontalen Abstand L2 voneinander aufweisen. Das Bezugszeichen 1 wird im folgenden sowohl für die Detektoren bei der Pano­ rama-Radiographie als auch bei der Tomographie verwendet; um eine Detektoreigenschaft zu betonen, werden die speziellen Bezugszeichen 1a, 1b, 1c usw. verwendet.

Der Panorama-Röntgenapparat umfaßt mindestens drei, vorzugs­ weise vier oder fünf Detektoren in vertikaler Richtung H des Bildfelds, beispielsweise Detektoren 1a bis 1e in Fig. 2. Der vertikale Abstand L1 zwischen diesen Detektoren kann unter­ einander gleich oder verschieden sein; jedenfalls sind diese Detektoren über die gesamte Höhe H des Bildfelds hinweg vor­ gesehen. In diesem Zusammenhang sollte jedoch beachtet wer­ den, daß die Bildfeldlänge bei der Panorama-Radiographie zu­ mindest annähernd gleich der Länge des Bildempfängers 7 in dessen Bewegungsrichtung B ist, die ein Vielfaches verglichen mit der Weite W1 des sekundären Blendenschlitzes 13 ist. Die Detektoren 1a bis 1e können in diesem Fall in einem zum Schlitz 13 der sekundären Blende 10a parallelen Feld angeord­ net sein, wie mit gestrichelten Linien in Fig. 2 angedeutet, und zwar aufgrund des schmalen Schlitzes 13. Es gibt jedoch keine Hindernisse, die Detektoren im Schlitz 13 der sekundä­ ren Blende in anderer Weise anzuordnen.

Bei einem Tomographieapparat können zwischen einer Mehrzahl von Detektoren 1 sowohl vertikale Abstände L1 als auch hori­ zontale Abstände L2 vorgesehen sein, wobei die Detektoren vorzugsweise an voneinander entfernten Stellen angeordnet sind, was darauf hinausläuft, daß sie an mehreren Stellen auf dem Bildfeld 12 vorgesehen sind und nicht in jedem Fall an einer Stelle des Bildfelds konzentriert sind. Die Detektoren 1 können über das Bildfeld beispielsweise mit gleichen ver­ tikalen Abständen L1 und gleichen horizontalen Abständen L2 voneinander, mit anderen Worten regelmäßig verteilt sein. Bei einer Tomographieeinrichtung wird man mindestens vier Detek­ toren im Abstand voneinander verwenden, die in zueinander senkrechten Richtungen L1 und L2 angeordnet sind, beispiels­ weise Detektoren 1f bis 1i. Vorzugsweise sind 5 Detektoren, etwa Detektoren 1a, 1f-1i, oder neun Detektoren vorhanden, wie in Fig. 4 mit den Detektoren 1a-1i angedeutet. Die Detek­ toren 1 können in horizontaler Richtung an wenigstens drei Stellen auf dem Bildfeld 12 angeordnet sein, womit sie durch zwei horizontale Abstände L2 wie in Fig. 4 voneinander ge­ trennt sind, sowie auch in vertikaler Richtung an wenigstens drei Stellen, womit sie auch durch zwei vertikale Abstände L1 voneinander getrennt sind. In dem Fall, daß nur vier Detekto­ ren vorhanden sind, können sie beispielsweise an den Ecken eines gedachten Rechtecks innerhalb des Bildfelds 12 angeord­ net sein. Falls fünf oder mehr Detektoren vorhanden sind, können einige dieser Detektoren innerhalb oder außerhalb die­ ses Rechtecks angeordnet sein, wie in Fig. 4 gezeigt. In je­ dem Fall befinden sich zwischen den Detektoren sowohl verti­ kale als auch horizontale Abstände, so daß unter der gemein­ samen Wirkung dieser Abstände die Detektoren 1 stets in zur Bewegungsrichtung A des Bildempfängers orthogonalen Abständen oder entsprechend in zur Bewegungsrichtung des Strahlenkegels orthogonalen Abständen angeordnet sind, und zwar ungeachtet der bei der Tomographie gewählten Art der Bewegung A, etwa einer der vorstehend beschriebenen Arten. Somit wird sich bei der Tomographie die Bewegungsrichtung A mit kontinuierlicher Veränderung sowohl von der Höhe K als auch der Weite W2 des Bildfelds 12 unterscheiden, wobei die Höhe trotzdem vertikal und die Weite horizontal sind.

Wann immer es notwendig ist, können sowohl eine Panorama- als auch eine Tomographie-Röntgeneinrichtung zusätzlich oder an­ stelle der gesonderten Detektoren 1a-1e bzw. 1a-1i ein Feld von mehreren Detektoren umfassen, etwa Detektormatrizen 1j und 1k, die in Fig. 4 mit gestrichelten Linien eingezeichnet sind. In diesem Fall bestehen beide Detektormatrizen aus vier im Rechteck angeordneten Teildetektoren 1j₁-1j₄ bzw. 1k₁-1k₄. Die Ausgänge der einzelnen Detektoren in einer derartigen Detektormatrix sind häufig, jedoch nicht notwendigerweise, parallel geschaltet, wie untenstehend erläutert wird.

Die bei der erfindungsgemäßen Einrichtung verwendeten Detek­ toren 1a-1e bzw. 1a-1i sind Dioden, Transistoren oder andere für die verwendete Röntgenstrahlung empfindliche Bauteile. Im vorliegenden Ausführungsbeispiel sind diese empfindlichen Dioden oder Transistoren und der Bildempfänger auf der der Strahlungsquelle 4 zugewandten Seite der Dioden oder Transi­ storen vorzugsweise durch eine fluoreszierende Platte 14 ge­ trennt, die eine für alle oder einige der Detektoren gemein­ same Platte sein kann oder für jeden Detektor gesondert vor­ gesehen sein kann. Bei der einfachsten Ausführungsform ist diese fluoreszierende Platte 14 aus dem gleichen Material wie das als Lichtverstärkungsplatten bei Röntgenfilmen verwendete Material gefertigt. Das von den Detektoren erhaltene Signal wird hierdurch verstärkt, wenn man davon ausgeht, daß die Detektoren normalerweise auch für die von einer fluoreszie­ renden Platte emittierte Strahlung empfindlich sind. Selbst­ verständlich gibt es jedoch keine Hindernisse, auch andere Arten von Detektoren zu verwenden, etwa Fotovervielfachungs­ röhren oder dergleichen; derartige Detektoren sind jedoch teuer.

Wenn sich das Empfängergehäuse 9 bei einem Panorama-Röntgen­ apparat während der Bewegung des Bildempfängers um das im Fokus befindliche Objekt 6 unter der Wirkung der Drehbewegung A und der dieser Bewegung folgende Strahlenkegel 5 bewegen, empfangen die Detektoren 1a-1e eine kontinuierlich veränder­ liche Strahlung, die während der Abbildung durch das Objekt hindurchgelangt ist. Entsprechend empfängt das Bildfeld 12 bei der Tomographie eine kontinuierlich veränderliche Strah­ lung durch das im Fokus befindliche Objekt 6 hindurch, wenn sich das Empfängergehäuse 9 auf einer zum Strahlenkegel 5 orthogonalen Ebene oder Kugelfläche längs eines vorbestimmten Wegs A relativ zu dem im Fokus befindlichen Objekt 6 sowie der dieser Bewegung folgende Strahlenkegel bewegen, wodurch eine kontinuierlich veränderliche Strahlungsintensität in den Detektoren 1a-1i hervorgerufen wird. Erfindungsgemäß werden die kontinuierlich veränderlichen Meßsignale, die von der die Detektoren 1a-1e bzw. 1a-1i erreichenden kontinuierlich ver­ änderlichen Strahlungsintensität hervorgerufen werden, unmit­ telbar und gesondert integriert, und zwar unabhängig von den Meßsignalen der anderen Detektoren. Im Prinzip bedeutet dies, daß das jeweils vom Ausgang jedes Detektors 1a-1e bzw. 1a-1i erhaltene Meßsignal unmittelbar integriert wird, ohne irgend­ eine Zwischenverstärkung einzusetzen, wobei die Integration üblicherweise über ein spezielles, vorbestimmtes Zeitinter­ vall durchgeführt wird. Vorzugsweise wird das Ausgangssignal jedes der Detektoren 1a-1e und 1a-1i stetig integriert, woge­ gen das Integrationsergebnis in Intervallen gelesen wird, welche der oben erwähnten Integrationsperiode entsprechen. Trotzdem hindert nichts daran, die nachfolgende Integration am Ende jedes Integrationsintervalls neu zu beginnen. Das in diesen beiden Fällen erhaltene Ergebnis ist vollständig iden­ tisch, wobei nur die Anschlußeinzelheiten verschieden sind, wie für einen Fachmann auf dem Gebiet der Elektronik ohne weiteres zu verstehen ist; daher werden diese speziellen Anschlüsse hier nicht erläutert. Die Dauer jeder einzelnen Integration ist gemäß der Erfindung wesentlich kürzer als die Gesamtabbildungsperiode bei der Panorama-Radiographie oder der Tomographie. Erfindungsgemäß wird der Wert jeder einzel­ nen Integration, d. h. der Integrationsausgangswert, der ge­ lesen worden ist, mit einem Sollwert für die entsprechende vorbestimmte Belichtung verglichen. Das hieraus erhaltene Differenzsignal wird dazu verwendet, mindestens eine der die Belichtung des Bildempfängers beeinflussenden Variablen ein­ zustellen, um zu diesem Zweck die kombinierten Wirkungen der von allen Detektoren gelesenen Integrationsergebnisse zu be­ rücksichtigen. Der Belichtungssollwert ist der integrierte Wert, der aus derjenigen Strahlung erhalten wird, die für ein Zeitintervall, das dem während des Abbildungsvorgangs zu im­ plementierenden Integrationsintervall entspricht, durch ein typisches Objekt hindurchgegangen ist, und der dahingehend bestätigt worden ist, daß er die korrekte Belichtung für den verwendeten Bildempfänger erzielt. Der einmal gemessene Be­ lichtungssollwert kann selbstverständlich an jeden Empfänger­ typ angepaßt werden, wenn etwa Empfänger mit unterschiedli­ cher Empfindlichkeit verwendet werden.

Fig. 5 ist ein Schaltbild der Anschlußanordnung, die die wie oben beschriebene Arbeitsweise der Erfindung bewirkt. Die Figur zeigt die einzelnen Detektoren 1a-1e, deren Ausgänge 30 direkt mit den Eingängen von Integratoren 20a-20e verbunden sind, d. h. jeder Detektor weist einen eigenen Integrator auf, der ohne Zwischenverstärkung das von dem Detektor ausgesen­ dete Signal direkt integriert. Gewünschtenfalls können die Ausgänge von an verschiedenen Stellen auf dem Bildfeld 12 oder dem sekundären Blendenschlitz 13 angeordneten Detektoren miteinander verbunden werden, wobei dieser Anschlußpunkt di­ rekt mit dem Eingang eines gemeinsamen Integrators verbunden werden kann. Aus Fig. 5 ist beispielsweise zu erkennen, daß die Ausgänge der Detektoren 1g und 1f in Fig. 4 miteinander verbunden und direkt mit dem Eingang eines Integrators 20m verbunden sind, wobei diese Detektoren ein Detektorfeld 1m bilden. In gleicher Weise sind die Ausgänge der Detektoren 1k₁-1k₄ in der Detektormatrix 1k direkt miteinander verbunden und direkt mit dem Ausgang eines Integrators 20n verbunden, wobei diese Detektoren ein Detektorfeld 1n bilden. Auch in diesen Fällen wird die Integration ohne Zwischenverstärkung direkt anhand der Detektorausgänge durchgeführt. Die vorste­ hend beschriebenen Parallelverbindungen von Detektorausgängen sind selbstverständlich nur beispielhaft, und im praktischen Betrieb werden Detektorausgänge nur in solchen Fällen paral­ lel geschaltet sein, wo es als für das Ergebnis notwendig erachtet wird. Kurz gesagt ist das Prinzip der Erfindung, daß das von einem oder mehreren der Detektoren erhaltene Aus­ gangssignal ohne irgendeine tatsächliche Zwischenverstärkung unmittelbar integriert wird. Als Ergebnis dieser direkten Integration ist insbesondere das Signal/Rausch-Verhältnis wesentlich gegenüber dem Stand der Technik verbessert. Wenn nämlich das von dem Detektor erhaltene Signal zunächst ver­ stärkt werden würde, würde dies das Signal/Rausch-Verhältnis verglichen mit dem Verhältnis im Detektorausgang aufgrund des zusätzlichen Effekts des verstärkereigenen Rauschens und der Offsetspannung verschlechtern. Eine Vergrößerung des empfind­ lichen Bereichs der Detektoren, d. h. die Parallelschaltung der Detektoren, verbessert das Signal/Rausch-Verhältnis in gewissem Maß, die Anordnung der Erfindung verbessert es noch signifikanter. Wie vorstehend beschrieben, kann neben der Integrationsanordnung der Erfindung auch auf eine Parallel­ schaltung der Detektoren zurückgegriffen werden, vorausge­ setzt, daß kein Vorverstärker in einer Zwischenstufe verwen­ det wird. Auch unter der Wirkung der vor den Detektoren ver­ wendeten fluoreszierenden Platten verbessert sich das Signal/ Rausch-Verhältnis. Auf diese Maßnahme kann in der Tat zusätz­ lich zu dem Integrationsverfahren der Erfindung zurückgegrif­ fen werden; in diesem Fall verbessert sich das Signal/Rausch- Verhältnis noch weiter. Somit ist das entscheidende Merkmal der Erfindung, daß das von den Detektoren erhaltene Signal so nahe wie möglich bei den Detektorausgängen über ein bestimm­ tes Zeitintervall integriert wird und dies geschieht, indem irgendwelche Zwischenverstärker soweit als möglich vermieden werden. Ein derartiges Integrationsverfahren verbessert das Signal/Rausch-Verhältnis verglichen mit bekannten Lösungen in signifikanter Weise und erzielt nennenswert genauere Ein­ stellergebnisse.

Wie vorstehend beschrieben, geht von jedem Detektor 1a-1e etc. ein einzelner Meßkanal 24 und entsprechend von jedem Detektorfeld 1m, 1n ein entsprechender Meßkanal 24 aus. Jeder dieser Meßkanäle weist eigene Integratoren 20a-20e, 20m und 20n auf. Falls erforderlich, folgt auf diese allgemein mit dem Bezugszeichen 20 bezeichneten Integratoren ein Anpaßverstärker 21, welcher die Beschaffenheit des integrierten Si­ gnals an den Eingang eines nachfolgenden A/D-Wandlers 22 auf jedem Kanal 24 anpaßt. Üblicherweise wird das Signal in den Anpaßverstärkern einer Strom-Spannungs-Wandlung unterzogen. Vom Ausgang der A/D-Wandler 22 gehen die Meßkanäle 24 weiter zu einem Mikroprozessor 23. Die Anordnung umfaßt außerdem eine Speichereinrichtung 29 mit einer Mehrzahl erster Spei­ chereinheiten, nämlich wenigstens einer für jeden Meßkanal 24. In jeder ersten Speichereinheit sind mehrere vorbestimmte Belichtungswerte gespeichert, die den erwarteten Werten für aufeinanderfolgende Integrationsintervalle oder Integrations­ ergebnisablesungen entsprechen. Der Mikroprozessor 23 ver­ gleicht den Wert des nach jedem einzelnen Integrationsinter­ vall auf jedem Kanal 24 gelesenen Integrationsergebnisses mit einem entsprechenden vorbestimmten erwarteten Strahlungswert, der in der entsprechenden ersten Speichereinheit der Spei­ chereinrichtung 29 gespeichert ist; hiernach führt der Mikro­ prozessor einen Vergleich durch und erhält als Ergebnis ein Differenzsignal. Die Zahl solcher Differenzsignale ist gleich der Zahl der Meßkanäle 24 und der ersten Speichereinheiten und Signalkanäle 25 von diesen. Am Ende jedes Integrations­ intervalls wird eine Mehrzahl von Differenzsignalen erhalten, die eine der Zahl von Kanälen gleiche Anzahl von Differenzsi­ gnalen umfassen. Danach berechnet der Mikroprozessor aus die­ ser Mehrzahl von Differenzsignalen in der nachstehend be­ schriebenen Weise das Kombinationseffektergebnis, das dem Röntgenröhrengenerator 3 im Hinblick darauf zugeführt wird, die den Bildempfänger beeinflussenden Variablen einzustellen.

Die Speichereinrichtung 29 umfaßt darüberhinaus zweite Spei­ chereinheiten zum Speichern von voreingestellten Anfangsbe­ lichtungswerten, mit denen die eigentliche Panorama-Radiogra­ phie, tomographische Radiographie oder sonstige Radiographie gestartet wird. Es gibt mehrere solcher voreingestellten An­ fangsbelichtungswerte, nämlich Milliampere-Werte (mA), Kilo­ volt-Werte (kV) für die Röntgenröhre und möglicherweise Bewe­ gungsgeschwindigkeiten A des Apparats; sie können nach Pa­ tientengruppen, etwa nach Geschlecht, nach Alter und ver­ schiedenen Kombinationen hiervon, oder auf irgendeine andere Weise gruppiert sein. Diese Anfangsbelichtungswerte können auf Basis einer vor der eigentlichen Abbildung durchgeführten vorläufigen Messung gewählt werden. Die benötigte Zahl sol­ cher zweiten Speichereinheiten ist lediglich derart, daß die obigen drei Variablen, die die Belichtung beeinflussen, für die gewünschte Zahl unterschiedlicher Patienten gespeichert werden können. Die Wahl der Anfangsbelichtungswerte kann bei­ spielsweise mittels eines Stellorgangs 28 oder auf Basis zu­ vor gespeicherter Patientendaten erfolgen, die die Einrich­ tung verwendet, um die Anfangsbelichtungswerte so zu wählen, wie sie zur Röntgenuntersuchung des Objekts vermutlich geeig­ net sind.

Gemäß der Erfindung sind die Integrationsdauern der Integra­ toren 20a-20n gegenüber dem gesamten Abbildungsvorgang so kurz, daß das Meßsignal jedes Detektors oder Detektorfelds wenigstens fünf mal integriert wird. Bei einer bevorzugten Ausführungsform der Erfindung ist die Integrationsdauer kon­ stant und für alle Integratoren in dem Apparat identisch. Das Integrationsintervall ist vorzugsweise so kurz gemacht, daß wenigstens 10 Integrationen und typischerweise 30 bis 100 Integrationen über die gesamte Panorama-Röntgenuntersuchung oder tomographische Röntgenuntersuchung hinweg stattfinden. Dabei ergibt jede Integration einen integrierten Wert; ggf. wird der Integrator zurückgesetzt. Die Integrationsdauer liegt daher im Bereich von 20 ms bis 1000 ms und vorzugsweise im Bereich von 70 ms bis 300 ms. In der Speichereinrichtung 29 der Einrichtung ist in den ersten Speichereinheiten ein dem Ende jedes Integrationsintervalls und jedem Detektor oder jedem Detektorfeld entsprechender Sollbelichtungswert gespei­ chert, um Differenzsignale zu erhalten. Folglich ist eine Gesamtzahl von 25 Ablesewerten in der Speichereinrichtung 29 gespeichert, wenn beispielsweise bei der Panorama-Röntgenun­ tersuchung der Fig. 2 fünf Integrationen mit den fünf Detek­ toren 1a-1e der Fig. 2 durchgeführt werden. Fünf ersten Able­ sewerten entsprechen beispielsweise Ablesewerte, die an den Detektoren 1a-1e im fokussierten Bereich des Objekts 6 erwar­ tet werden, d. h. im Bereich des Kieferknochenrands. Die nach­ folgenden fünf Ablesewerte entsprechen den entsprechenden er­ warteten Ablesewerten für die Positionen der fünf Detektoren 1a-1e im zentralen Bereich der linken Hälfte des Kieferkno­ chens, die dritten fünf Ablesewerte entsprechend den erwarte­ ten Ablesewerten an den Detektoren 1a-1e im Bereich der Kie­ ferknochenspitze, und die vierten und fünften Ablesewerte entsprechen den Werten der Positionen der Detektoren 1a-1e im zentralen Bereich der rechten Hälfte des Kieferknochens und am anderen Rand. Das obige Beispiel ist lediglich ein verein­ fachtes Beispiel, das dazu dient, das Verständnis des nach­ folgenden Vergleichs zu erleichtern, und das nicht notwendi­ gerweise in irgendeiner Weise den beträchtlich komplexeren Vergleichskriterien entspricht, die in einem wirklichen Appa­ rat verwendet werden. Gemäß der Erfindung wird am Ende jedes Integrationsintervalls der durch Integration erhaltene Wert von jedem Detektor mit dem erwarteten Wert an der betreffen­ den Stelle verglichen, der wie oben beschrieben als Ablese­ wert in der jeweiligen ersten Speichereinheit der Speicher­ einrichtung gespeichert ist. Im vorliegenden Fall werden die von fünf überlappenden Detektoren bereitgestellten inte­ grierten Meßergebnisse mit entsprechenden, in den ersten Speichereinheiten gespeicherten Belichtungswerten verglichen, welche an dieser Stelle des Kieferknochens erwartet werden und die korrekte Belichtung für den Bildempfänger vorsehen. Anhand der so erhaltenen fünf Differenzsignale stellt der Mikroprozessor 23 die seitens des Röntgengenerators 3 an die Röntgenröhre 4 gelieferten Werte mA und/oder kV ein. Der Mi­ kroprozessor 23 stellt vorrangig den Röntgenstrom (mA) längs eines Busses 26 ein, kann aber auch die Röntgenröhrenspannung (kV) längs eines Busses 27 einstellen. Der Mikroprozessor hält diese eingestellten Röntgenröhrenwerte bis zum folgenden Mal konstant, an dem die integrierten Meßwerte gelesen wer­ den. Wenn im Fall der Fig. 1 die oben genannten fünf Detekto­ ren verwendet werden, die Integration jedoch zehn Mal statt­ findet, werden fünfzig erwartete Belichtungswerte in den er­ sten Speichereinheiten der Speichereinrichtung 29 gespeichert sein, und wenn die Integration hundert Mal stattfindet, wer­ den in entsprechender Weise fünfhundert erwartete Belich­ tungswerte in den Speichereinheiten gespeichert sein. In ähn­ licher Weise werden bei der Tomographie neunzig erwartete Be­ lichtungswerte in der Speichereinrichtung gespeichert sein, wenn die neun Detektoren in Fig. 4 jeweils gesondert verwen­ det werden und zehn Integrationsvorgänge während der Prozedur durchgeführt werden; falls es hundert Integrationsvorgänge gibt, werden neunhundert erwartete Belichtungswerte in den Speichereinheiten der Speichereinrichtung gespeichert sein. Die Zahl der gespeicherten Belichtungssollwerte hängt neben der Zahl der Detektoren und somit der Zahl der Meßkanäle er­ sichtlich von der Integrationsdauer ab. Die numerischen Werte der in den ersten Speichereinheiten der Speichereinrichtung 29 gespeicherten erwarteten Belichtungswerte korrespondieren mit den durch entsprechende Integration an einem typischen Objekt erhaltenen Werten und nicht mit momentanen Signalwer­ ten, damit die gemessenen Werte gegenseitig vergleichbar bleiben.

Demnach arbeiten das Verfahren und die Einrichtung gemäß der Erfindung wie folgt. Bevor der Abbildungsprozeß gestartet wird, bestimmt der Apparat die für das röntgenmäßig zu unter­ suchende Objekt des Patienten wahrscheinlich geeigneten Be­ lichtungswerte auf Basis bereitgestellter oder gespeicherter Daten über den Patiententyp oder einer geeigneten vorläufigen Messung und somit die Bewegungsgeschwindigkeiten für die Röntgenröhre 4 und das Bildempfängergehäuse 9, die Röntgen­ röhrenspannung kV und den Röntgenröhrenstrom mA. Während des Abbildungsprozesses verändert die Belichtungsautomatik gemäß der Erfindung zumindest nicht vorrangig die Apparatbewegungs­ geschwindigkeiten A und B, um ein gutes Bildergebnis zu er­ zielen. Danach wird die eigentliche Panorama-Radiographie oder Tomographie gestartet, während der die Detektoren 1a-1e oder 1a-1i oder andere ähnliche Detektoren, die hinter dem Bildempfänger 7 angeordnet sind, eine bestimmte Strahlung empfangen, die von der Durchdringung an verschiedenen Stellen des Objekts 6 abhängt. Während des Abbildungsvorgangs werden von den Detektoren 1 erhaltene Signale in oben beschriebener Weise integriert. Wenn beispielweise das konstante Integra­ tionsintervall zum Ende kommt, wird jeder durch Integration erhaltene Meßwert mit in den ersten Speichereinheiten der Speichereinrichtung gespeicherten Referenzwerten verglichen. Der Mikroprozessor berechnet unter Verwendung der Differenz­ signale mittels eines Programms Änderungen der Röntgenröhren­ werte, d. h. entweder der Spannung oder des Stroms. Häufig wird allein der Röntgenröhrenstrom mA reguliert werden. Die Panorama-Radiographie oder tomographische Radiographie geht über den gesamten Prozeß hinweg mit gleicher Rate weiter, und am Ende jedes Integrationsintervalls wird die obige Operation durchgeführt, nach der die festgelegten Werte für die Rönt­ genröhre bis zum Ende des nachfolgenden Integrationsinter­ valls beibehalten werden. Auf diese Weise wird der gesamte Bildempfänger 7 ohne plötzliche Änderungen des Belichtungs­ werts belichtet, wobei jedoch weiterhin die Durchdringung des Objekts 6 berücksichtigt wird. Die obige Vorgehensweise er­ zielt auch deshalb ein exzellentes Einstellergebnis, weil sich Störsignale, wie etwa Rauschen, nur minimal auswirken. Auch bei anderen Arten der Radiographie als der oben be­ schriebenen kann die Strahlungserfassung mit Bezug auf einen sich bewegenden Strahlenkegel durchgeführt werden.

Neben den in den ersten Speichereinheiten der Speicherein­ richtung 29 gespeicherten Sollbelichtungswerten kann ein vor­ bestimmter Belichtungsmaximal- und/oder -minimalwert in der Speichereinrichtung gespeichert sein, wobei diese Werte wie folgt benutzt werden. Wenn das vom Detektor 1 erhaltene inte­ grierte Meßsignal den vorbestimmten Maximalwert übersteigt oder unter dem vorbestimmten Minimalwert liegt, kann daraus geschlossen werden, daß ein ungewöhnlicher Bereich in dem im Fokus befindlichen Objekt 6 vorhanden ist, etwa eine Zahnfül­ lung oder ein Loch. Für diese Möglichkeit ist der Mikropro­ zessor 23 derart programmiert, daß das Differenzsignal zwi­ schen dem Belichtungssollwert und dem gemessenen Wert an die­ ser ungewöhnlichen Stelle nicht verwendet wird; statt dessen wird dieses ungewöhnliche Meßsignal entweder durch einen vor­ herigen Integrationswert für den Detektor oder durch den Mit­ telwert mehrerer vorheriger Integrationen oder durch den ge­ wichteten Mittelwert mehrerer vorheriger Integrationen oder durch einen vorbestimmten Wert ersetzt. Dies bedeutet, daß ein Meßwert, der zu stark, d. h. um mehr als einen bestimmten Abweichungswert-, von dem voreingestellten Belichtungssollwert abweicht, verworfen wird und durch einen anderen Wert ersetzt wird.

Die vorstehende Beschreibung bezieht sich auf eine bevorzugte Ausführungsform der Erfindung, bei der die Integrationsdauern als konstant festgelegt wurden. Am Ende jedes Integrationsin­ tervalls wird das erhaltene integrierte Meßsignal mit ent­ sprechenden integrierten Sollwerten verglichen, die in der Speichereinrichtung 29 gespeichert sind. Allerdings können die Integrationsdauern optional auch variabel sein; der Ver­ gleich zwischen den Meßsignalen und den in der ersten Spei­ chereinrichtung gespeicherten Signalen kann dann auf zwei möglichen Wegen durchgeführt werden. Erstens kann der Zeit­ punkt des Vergleichs zwischen den Meßsignalen und den in der Speichereinrichtung gespeicherten Belichtungswerten als der­ jenige Moment bestimmt werden, zu dem ein vorbestimmter An­ teil aller von den Detektoren 1 bereitgestellten integrierten Meßsignalwerte gleich den für diese vorbestimmten und in den ersten Speichereinheiten gespeicherten Belichtungswerten ist oder diese übersteigt. Hiernach kann der von jedem Detektor erhaltene Meßsignalwert zu diesem Zeitpunkt mit den in den ersten Speichereinheiten der entsprechenden Speichereinrich­ tung gespeicherten Belichtungswerten verglichen werden, wo­ raufhin der Mikroprozessor die Röntgenröhrenwerte auf Basis der Differenzsignale einstellt. Optional kann der Mikropro­ zessor dazu ausgelegt sein, die Differenz zwischen derjenigen Zeit, die er benötigt, um den in den ersten Speichereinheiten gespeicherten vorbestimmten Wert für jeden Detektor zu errei­ chen, und einem vorbestimmten Sollintegrationsintervall zu bestimmen. Anhand der für jeden Detektor erhaltenen Zeitdif­ ferenzen stellt der Mikroprozessor dann die Röntgenröhren­ werte ein. Der Unterschied zwischen diesen beiden Vorgehens­ weisen ist damit der, daß bei der ersten die Intensität der von den Detektoren erhaltenen integrierten Meßsignale zu ei­ nem gegebenen Zeitpunkt mit der Intensität der Werte in dem Speicher verglichen wird, wogegen bei der zweiten die Diffe­ renz zwischen den Integrationsintervallen und den für eine gegebene Signalintensität erforderlichen Sollintegrationsin­ tervallen verglichen wird.

Das Endergebnis der drei verschiedenen Vorgehensweisen ist im praktischen Betrieb gleich, wobei jedoch Einzelheiten der An­ ordnung und die Programmierung des Mikroprozessors selbstver­ ständlich geeignet an jede dieser Vorgehensweisen angepaßt werden müssen.

Die bei dem erfindungsgemäßen Apparat verwendeten Detektoren 1 können von jeder für diesen Zweck geeigneten herkömmlichen Art sein; ähnlich können auch die Integratoren 20, die Puf­ ferverstärker 21 sowie die A/D-Wandler 22 von jeder geeigne­ ten, auf dem Markt erhältlichen Art sein. Der Mikroprozessor 23 kann ein gewöhnlicher Prozessor mit fester Logik sein. Zur Berechnung des Kombinationseffektergebnisses kann er entweder einen festen, vorbestimmten Satz von Regeln oder einen varia­ blen Satz von Regeln, d. h. eine einer Fuzzy-Logik entspre­ chende Fuzzy-Programmierung verwenden. Es kann auch ein Pro­ zessor ohne feste Logik verwendet werden; in diesem Fall wird das Kombinationseffektergebnis mit Hilfe eines variablen Sat­ zes von Regeln berechnet, d. h. mit Fuzzy-Logik. In jedem Fall wird anhand der oben beschriebenen Differenzsignale eine Art von Mittelwert berechnet, um die Röntgenröhrenwerte über die Busse 26, 27 einzustellen. Abhängig von der Art des in dem Prozessor verwendeten Programms kann dieser Mittelwert auf erheblich unterschiedliche Weisen und selbst auf variable Weisen berechnet werden, wenn die oben erwähnte Fuzzy-Pro­ grammierung oder Fuzzy-Logik eingesetzt wird.

Es wird eine Anordnung zur automatischen Einstellung der Bildempfängerbelichtung während eines Abbildungsvorgangs bei der Panorama-Radiographie oder der tomographischen Radiogra­ phie vorgeschlagen. Die Anordnung umfaßt: eine Strahlungs­ quelle sowie einen Bildempfänger, wobei die Strahlung durch ein dazwischen angeordnetes, röntgenmäßig zu untersuchendes Objekt hindurchgeht; wenigstens zwei im Abstand voneinander angeordnete Detektoren, welche hinter dem Bildempfänger ange­ ordnet sind und die Strahlungsintensität messen; eine Spei­ chereinrichtung zum Speichern von Belichtungsreferenzwerten; sowie eine Einstelleinrichtung, welche anhand von Signalen von den Detektoren und der Referenzwerte Variablen während der Röntgenuntersuchung einstellt, die die Bildempfängerbe­ lichtung beeinflussen. Die Anordnung umfaßt darüberhinaus einen Integrator für jeden einzelnen Detektor oder jedes De­ tektorfeld, wobei dieser Integrator direkt mit dem Detektor­ ausgang bzw. den Detektorausgängen verbunden ist. Von jedem Detektor oder Detektorfeld geht ein Meßkanal aus. Die Inte­ grationsintervalle der Integratoren sind so festgelegt, daß sie kürzer als die Gesamtabbildungsdauer sind. Die Anordnung umfaßt ferner wenigstens eine Speichereinheit in der Spei­ chereinrichtung für jeden Meßkanal, um eine Mehrzahl vorbe­ stimmter Belichtungswerte zu speichern, sowie eine Berech­ nungseinheit, welche jedes von den verschiedenen Kanälen er­ haltene Integral mit einem in der Speichereinheit des ent­ sprechenden Kanals voreingespeicherten Belichtungswert ver­ gleicht und ein Kombinationseffektergebnis der Vergleichser­ gebnisse hervorbringt, das der Einstelleinrichtung zugeführt wird.

Claims (17)

1. Verfahren zum automatischen Einstellen der Belichtung eines Bildempfängers während eines Abbildungsvorgangs bei der Panorama-Radiographie, der tomographischen Ra­ diographie oder einer sonstigen Radiographie, wobei die von einer Strahlungsquelle ausgesandte Strahlung durch ein im Fokus befindliches Objekt hindurchgeht, und zwar von einem Bereich zu einem anderen, und das Objekt über die aus diesen aufeinanderfolgenden Schritten bestehende Abbildungsperiode hinweg auf dem Bildempfänger anzeigt, wobei die Intensität der auf den Bildempfänger einfal­ lenden Strahlung in Strahlungsausbreitungsrichtung durch mindestens zwei hinter dem Empfänger angeordnete Detek­ toren gemessen wird, wobei die Meßsignale von diesen Detektoren sowie vorbestimmte Referenzwerte zur Einstel­ lung wenigstens einer die Bildempfängerbelichtung beein­ flussenden Variable während des Abbildungsvorgangs ver­ wendet werden, dadurch gekennzeichnet, daß das von jedem Detektor er­ haltene und während der Abbildungsprozedur veränderliche Meßsignal unmittelbar und gesondert über ein bestimmtes Zeitintervall integriert wird, und zwar unabhängig von anderen Meßsignalen, daß diese Integration über die ge­ samte Abbildungsperiode hinweg durchgeführt wird, wobei die Dauer eines einzelnen Integrationsschritts wesent­ lich kürzer als die gesamte Abbildungsperiode ist, und daß das Ergebnis jedes einzelnen Integrationsschritts mit einem entsprechenden vorbestimmten Belichtungswert verglichen wird und die wenigstens eine die Bildempfän­ gerbelichtung beeinflussende Variable auf Grundlage der kombinierten Effekte der Vergleiche eingestellt wird.

2. Verfahren nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß die Dauer der einzelnen In­ tegrationsschritte so kurz ist, daß das Meßsignal von jedem Detektor mindestens fünf Mal, vorzugsweise minde­ stens zehn mal und höchstvorzugsweise dreißig bis hun­ dert Mal während der Abbildungsperiode integriert wird, wobei die mindestens eine die Bildempfängerbelichtung beeinflussende Variable - falls notwendig - auf Grund­ lage der kombinierten Effekte der Vergleiche eingestellt wird, die sich am Ende jedes Integrationsschritts erge­ ben, und daß der vorbestimmte Belichtungswert als ein Intensitätswert festgelegt ist, welcher einer Sollbe­ lichtung entspricht und über ein bestimmtes Zeitinter­ vall integriert ist.

3. Verfahren nach Anspruch 1 oder 2, dadurch gekennzeichnet, daß die Integrationsintervalle entweder

• - als zumindest über jede Meßperiode konstant festgelegt sind, wobei die von den Detektoren erhaltenen Meßsignal­ werte am Ende jedes konstanten Intervalls mit vorbe­ stimmten Belichtungswerten verglichen werden, oder
• - als derart variabel festgelegt sind, daß die Dauer aus demjenigen Intervall besteht, über das hinweg ein vor­ bestimmter Anteil aller von den Detektoren bereitge­ stellten Meßsignalwerte gleich den für diese vorbestimm­ ten Belichtungswerten ist oder diese übersteigt.

4. Verfahren nach Anspruch 3, dadurch gekennzeichnet, daß dann, wenn die Integrations­ intervalle als konstant festgelegt sind, der aus dem Meßsignal jedes Detektors integrierte Wert am Ende die­ ses konstanten Intervalls mit einem entsprechenden vor­ bestimmten integrierten Sollbelichtungswert verglichen wird, woraufhin zumindest ein Röntgenröhrenstrom auf Basis eines in vorbestimmter Weise berechneten Mittel­ werts von Differenzsignalen zwischen den integrierten Meßwerten und den vorbestimmten integrierten Belich­ tungswerten eingestellt wird.

5. Verfahren nach Anspruch 4, dadurch gekennzeichnet, daß das konstante Integrations­ intervall für alle Meßsignalintegratoren der Anordnung identisch ist und während des Abbildungsprozesses iden­ tisch bleibt und daß dieses Intervall im Bereich von 20 ms bis 1000 ms, vorzugsweise im Bereich von 70 ms bis 300 ms liegt.

6. Verfahren nach Anspruch 3, dadurch gekennzeichnet, daß dann, wenn das Integrations­ intervall als variabel festgelegt ist, das tatsächliche Integrationsintervall jedes Detektors am Ende dieses Intervalls mit einem vorbestimmten Sollintegrationsin­ tervall verglichen wird, woraufhin zumindest ein Rönt­ genröhrenstrom auf Grundlage eines in vorbestimmter Wei­ se berechneten Mittelwerts von Zeitdifferenzsignalen eingestellt wird.

7. Verfahren nach Anspruch 3, dadurch gekennzeichnet, daß, dann wenn die Integrations­ intervalle als variabel festgelegt sind, der aus dem Meßsignal jedes Detektors integrierte Wert am Ende die­ ses Intervalls mit einem entsprechenden vorbestimmten integrierten Belichtungswert verglichen wird, worauf hin zumindest ein Röntgenröhrenstrom auf Grundlage eines in vorbestimmter Weise berechneten Mittelwerts von Diffe­ renzsignalen dieser Intensitäten eingestellt wird.

8. Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, daß dann, wenn die Intensität eines einzelnen Meßsignals um einen vorbestimmten Betrag oder mehr größer oder kleiner als ein entsprechender vorbestimmter Belichtungswert ist, dieses Meßsignal für dieses Integrationsintervall durch den Mittelwert vor­ hergehender Integrationsschritte des Detektors oder durch den Mittelwert, Gesamtmittelwert bestimmter vor­ hergehender Integrationsschritte oder durch einen vor­ bestimmten Wert ersetzt wird und daß während jeder Ab­ bildungsperiode mechanische Bewegungsgeschwindigkeiten der Komponenten der Anordnung im wesentlichen konstant auf ihren festgelegten Werten gehalten werden.

9. Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, daß jede einzelne Panorama- Radiographieuntersuchung, tomographische Radiographie­ untersuchung oder sonstige Radiographieuntersuchung mit einem vorbestimmten Anfangsbelichtungswert begonnen wird, welcher einer von mehreren verwendbaren Anfangs­ belichtungswerten ist, die in der Anordnung gespeichert sind und jeweils einem vorbestimmten Objekttyp entspre­ chen.

10. Verfahren nach einem der Anspruch 1 bis 9, dadurch gekennzeichnet, daß die Strahlungserfassung zur Gewinnung von Meßsignalen im wesentlichen über das ge­ samte Bildfeld durchgeführt wird, indem

• - eine Mehrzahl von Detektoren an festen, Abstand von­ einander aufweisenden Punkten über im wesentlichen das gesamte Bildfeld hinweg angeordnet wird oder
• - die Detektoren so angeordnet werden, daß sie sich mit dem Röntgenstrahl im wesentlichen über das gesamte Bild­ feld hinweg bewegen, oder
• - die Detektoren so angeordnet werden, daß sie an einem festen Punkt innerhalb des Röntgenstrahls bleiben, der­ art, daß bei einer Bewegung des Bildempfängers über den Strahlenkegel eine Erfassung im wesentlichen über das gesamte Bildfeld hinweg stattfindet.

11. Anordnung zum automatischen Einstellen der Belichtung eines Bildempfängers während eines Abbildungsvorgangs bei der Panorama-Radiographie, der tomographischen Ra­ diographie oder einer sonstigen Radiographie, wobei eine Röntgenuntersuchung von einem Bereich eines Objekts (6) zu einem anderen und über eine aus diesen aufeinander­ folgenden Schritten bestehende Abbildungsperiode hinweg durchgeführt wird, umfassend:

• - eine Strahlungsquelle (4) und einen Bildempfänger (7), wobei die von dieser Quelle ausgesandte Strahlung (5) durch das dazwischen angeordnete Objekt hindurch zu dem Bildempfänger (7) gelangt, welcher ein Bildfeld bildet,
• - mindestens zwei im Abstand voneinander angeordnete Detektoren (1), welche in Strahlungsausbreitungsrichtung hinter dem Bildempfänger angeordnet sind und die Inten­ sität der auf den Bildempfänger (7) einfallenden Strah­ lung messen,
• - eine Speichereinrichtung (29) zum Speichern von Refe­ renzwerten für die Bildempfängerbelichtung und
• - eine Einstelleinrichtung (3) zum Einstellen wenigstens einer die Bildempfängerbelichtung beeinflussenden Vari­ able während des Abbildungsvorgangs auf Grundlage von Signalen von den Detektoren und der Referenzwerte, dadurch gekennzeichnet, daß die Anordnung ferner umfaßt:
• - einen Integrator (20a, 20b, 20c, . . .; 20m; 20n) für jeden einzelnen Detektor (1a, 1b, 1c, . . .) oder ein De­ tektorfeld (1m, 1n), wobei die Integratoren direkt mit den Detektorausgängen verbunden sind, wobei von jedem Detektor oder Detektorfeld (1) ein Meßkanal (24) ausgeht und die einzelnen Integrationsintervalle der Detektoren so festgelegt sind, daß sie kürzer als die Gesamtabbil­ dungsperiode sind,
• - eine Mehrzahl erster Speichereinheiten in der Spei­ chereinrichtung (29), nämlich mindestens eine für jeden Meßkanal (24), um eine Mehrzahl vorbestimmter Belich­ tungswerte zu speichern, und
• - eine Berechnungseinheit (23), welche jedes von den verschiedenen Kanälen erhaltene Integral mit einem in der Speichereinheit des entsprechenden Kanals voreinge­ speicherten Belichtungswert vergleicht und ein Kombina­ tionseffektergebnis der Vergleichsergebnisse hervor­ bringt, welches der Einstelleinrichtung (3) zugeführt wird.

12. Anordnung nach Anspruch 11, dadurch gekennzeichnet, daß die Einstelleinrichtung (3) Mittel umfaßt, um einen Röntgenröhrenstrom während des Abbildungsvorgangs auf Grundlage des Kombinationseffekt­ ergebnisses einzustellen, daß die Integratoren (20) ei­ nen festgelegten Integrationsintervallwert im Bereich von 20 ms bis 1000 ms, vorzugsweise im Bereich von 70 ms bis 300 ms besitzen und daß die Berechnungseinheit (23) entweder ein Prozessor mit fester Logik ist, wobei das Kombinationseffektergebnis mit einem vorbestimmten oder variablen Satz von Regeln berechnet wird, oder die Be­ rechnungseinheit (23) ein Prozessor mit Fuzzy-Logik ist, wobei das Kombinationseffektergebnis mit einem variablen Satz von Regeln berechnet wird.

13. Anordnung nach Anspruch 11 oder 12 unter Verwendung ei­ ner Panorama-Röntgeneinrichtung, dadurch gekennzeichnet, daß die Detektoren (1) derart angeordnet sind, daß sie Abstände (L1) voneinander auf­ weisen, welche zumindest orthogonal zur Bewegungs­ richtung (B, A) des Bildempfängers (7) und/oder des Strahlenkegels (5) und somit parallel zur Höhe (H) des Bildfelds sind, wobei die Detektoren vorzugsweise in einem zur Höhe des Bildfelds parallelen Feld im Bereich des Strahlenkegels angeordnet sind und mindestens drei, vorzugsweise vier oder fünf Detektoren (1) parallel zur Höhe des Bildfelds vorgesehen sind.

14. Anordnung nach Anspruch 11 oder 12 unter Verwendung ei­ ner Tomographie-Röntgeneinrichtung, dadurch gekennzeichnet, daß die Detektoren (1) derart angeordnet sind, daß sie Abstände (L1, L2) in zwei zu­ einander orthogonalen Richtungen aufweisen, wobei die Detektoren vorzugsweise an im Abstand voneinander vor­ gesehenen Punkten im Bereich des Strahlenkegels (5) an­ geordnet sind, und daß mindestens vier Detektoren (1) in zwei zueinander orthogonalen Bildfeldrichtungen an min­ destens zwei oder drei im Abstand voneinander vorgesehe­ nen Punkten angeordnet sind, wobei vorzugsweise zwischen fünf und neun Detektoren in zwei zueinander orthogonalen Bildfeldrichtungen an mindestens drei im Abstand vonein­ ander vorgesehenen Punkten angeordnet sind, und daß die Detektoren (1) zumindest in einer zur Bewegungsrichtung (A) des Bildempfängers (7) und/oder des Strahlenkegels (5) orthogonalen Richtung wesentliche Abstände vonein­ ander aufweisen.

15. Anordnung nach einem der Ansprüche 11 bis 14, dadurch gekennzeichnet, daß vor Beginn der Röntgenunter­ suchung die integrierten Belichtungswerte, die am Ende aller Integrationsintervalle in dem Meßkanal (24) erwar­ tet werden, in jeder Speichereinheit gespeichert worden sind, wobei jeder dieser Werte einem bestimmten ange­ zeigten Bereich des im Fokus befindlichen Objekts (6) entspricht.

16. Anordnung nach einem der Ansprüche 11 bis 15, dadurch gekennzeichnet, daß die Detektoren (1) strah­ lungsempfindliche Dioden oder Transistoren sind und daß eine fluoreszierende Verstärkungsplatte (14) der Rönt­ genstrahlungsquelle (4) zugewandt vor diesen angeordnet ist, um das erhaltene Meßsignal zu verstärken.

17. Anordnung nach einem der Ansprüche 11 bis 16, dadurch gekennzeichnet, daß die Speichereinrichtung (29) zweite Speichereinheiten umfaßt, um voreingestellte An­ fangsbelichtungswerte zu speichern, mit denen die ei­ gentliche Panorama-Radiographie, tomographische Radio­ graphie oder sonstige Radiographie gestartet wird, daß es eine Mehrzahl solcher voreingestellten Anfangsbelich­ tungswerte gibt und daß die Anordnung Mittel (28) um­ faßt, um für jede einzelne Röntgenuntersuchung den ge­ eigneten Anfangsbelichtungswert unter diesen auszuwäh­ len.