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放射线摄像装置及使用于该装置的模型制作方法

  • 专利名称

    放射线摄像装置及使用于该装置的模型制作方法

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  • 优先权日

  • 申请人

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  • 技术领域

    本发明涉及使用放射线摄像对象物的放射线摄像装置及使用于该装置的模型,特别是,根据断层X射线摄影合成方法来生成对象物的全景图像等图像的放射线摄像装置,以及使用于该装置的校准或摄像空间的结构分析用的模型

  • 背景技术

  • 具体实施例方式

    下面,参照

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权利要求

说明书

法律状态

专利名称:放射线摄像装置及使用于该装置的模型的制作方法近年,盛行根据断层X射线摄影合成方法(tomosynthesis)的被测体的断层摄影方法。该断层X射线摄影合成方法的原理早已知道(例如参照专利文献I)。近年来,也提出了着眼于该断层X射线摄影合成方法进行图像重建时的简单方便的断层摄影方法(例如参 照专利文献2及专利文献3)。而且,其例多见于牙科及乳房X光摄影中(例如参照专利文献4、专利文献5、专利文献6)。以往,作为较好地应用了该断层X射线摄影合成方法的放射线摄像装置之一,有使用了 X射线的牙科用全景摄像装置。该全景摄像装置因X射线检测器(以下称为检测器)的移动受到限制,因此,对按照摄像空间中机械设定的轨迹的断层面(称为基准断层面)聚焦。还有,摄像空间是指,位于在被测体的下巴部的周围旋转的X射线管和检测器之间的、X射线路径移动的空间。因此,只有在牙列沿着基准断层面位于摄像空间时,图像的焦点才被最佳化。但是,在牙列从基准断层面偏离的情况下,图像失去最佳的焦点,变得模糊。所以,在希望高精确度地观看不清晰的部分时,为了清晰地观看模糊的部位,而重新进行被测体的定位来进行数据的重新收集、或实施模糊的部分的口内摄影,从而得到更清晰的图像。另一方面,近年来,已开发出如专利文献7所述的,使用可以高速(例如300FPS )收集X射线的检测数据的检测器,将该检测数据全部读入计算机,执行断层X射线摄影合成方法的X射线全景摄像装置。在该装置的情况下,可以用断层X射线摄影合成方法来处理检测数据以生成断层面的全景图像,并且将该断层面的位置变更至该面的前后方向上,从而生成该变更的断层面的全景图像。为了进行该图像生成,预先使用模型求出、或通过理论计算求出与检测器的检测面(即X射线的入射面)平行的多个断层面的距离信息(称为移位&加法量或者增益)。在摄像时,在使配对的X射线管和检测器在被测体的下巴部的周围旋转的同时进行数据收集。此时的旋转中心的位置接近或远离牙列。通过将收集的数据由使用了上述距离信息的断层X射线摄影合成方法进行软件处理,来制作模糊较少的图像。在先技术文献专利文献专利文献I :日本特开昭57-203430专利文献2 日本特开平6-88790专利文献3 :日本特开平10-295680专利文献4 :日本特开平4-144548专利文献5 :日本特开2008-11098专利文献6 :美国专利公开US2006/0203959A1专利文献7 :日本特开2007-13616
发明所要解决的问题在上述专利文献7所记载的全景摄像装置的情况下,假定重建的多个断层面存在于连接各旋转角度的位置上的检测器和X射线管的线上的某个位置上,基于该假定,使用断层X射线摄影合成方法来制作各断层面的全景图像。因此,在制作其它断层面的全景图像等变更断层面时,图像放大率改变,因此在图像纵向(牙列的上下方向)上产生由该变化引起的变形。图像已被数字化,因此如果牙列正确地定位在基准断层面上,则能够制作在纵横两方向上都没有变形的图像。但是,在偏离该定位的条件的情况下,图像必然发生变形。而且,在牙列没有沿着基准断层面的情况下,重建的全景图像也会产生横向模糊。在该情况下,如果通过图像处理制作聚焦正确的图像,则横向变形(模糊)变少。但是,即使在该情况下,纵向变形因与移位&加法量不相关,因此在全景图像上残留纵向变形。当图像有变形时,例如图像上的2点的距离与实体相比不能准确描绘出来。当然,该2点间的距离也无法正确测量等、使用了全景图像的测量能力低。上述纵向变形的原因如下所述。在数据收集时,X射线管和检测器以彼此不同的半径并且彼此正对地围绕牙列的周围旋转。在该旋转过程中,使配对的X射线管和检测器相对于牙列的旋转角度、即从X射线管向检测器照射的X射线束的照射角度依次变化来执行X射线扫描。此时,随着旋转角度变化,X射线管和检测器的旋转中心(旋转中心x射线管和检测器一同以该相同的旋转中心为中心旋转)的位置接近或远离牙列。由于该旋转中心的变化,牙列的纵向放大率在牙列的牙列方向上的各位置上不同,这成为全景图像的纵向变形发生的原因。当然,在改变了断层面时也产生该变形。因此,由专利文献7所记载的全景摄像装置生成的全景图像不适合定量测量。而且,也难以观看减法等随时间的变化。所以,其临床用途有限。这就是,以往的全景摄像装置不能用作真正的口内摄影的代替手段,比不上牙科用的CT的理由之一。可是,全景摄像装置在各制造商间当然有区别,即使在相同制造商的制造过程中每个该装置的机械动作也有偏差。特别是,在使X射线管和检测器旋转的机构中,这样的偏差的影响作为误差影响重建的全景图像。因此,需要对每个装置检查X射线管和检测器之间的位置关系、配对的X射线管和检测器的旋转中心的移动情况、该移动的速度、甚至X射线的照射方向等因子是否依照设计等,并预先掌握其偏差的信息。获得该信息意味着三维地掌握摄像空间的构造(相对于基准断层面的位置关系)。应该对每个装置掌握该信息而使得到的信息反映于全景的重建,但是以往的现状是,没有这样的必要性,同时没有这样的结构或方法。本发明是鉴于上述以往的情况而完成的,其目的在于提供放射线摄像装置及使用于该装置的模型,通过使用了模型的扫描,准确地掌握相对于摄像空间内的预定断层面的、每个放射线的照射角度的摄像系统的构造、即摄像空间的三维构造,使用构造信息而使变形更少,从而可以提供更高精确度地反映摄影对象的三维实际位置的图像。本发明的进一步的目的在于,特别是提供放射线摄像装置及使用于该装置的模型,使用上述构造信息而排除或减轻基于断层X射线摄影合成方法重建的图像上的纵向变形,从而可以提供更高精确度地反映实体物的三维位置的断层像。解决问题的方法为了实现上述目的,本发明的一个方式提供放射线摄像装置,其具备放射线源,发射放射线;检测器,与所述放射线源对峙地配置,并且在所述放射线入射时,以帧单位输出与该放射线对应的数字电量的二维数据 ;移动单元,使该放射线源及该检测器、该放射线源、或所述对象物中的一个,相对于该放射线源、该检测器及该对象物中的其余的要素进行相对移动,以使在所述放射线源和所述检测器之间的摄像空间中连接该放射线源和该检测器的线发生位置变化;以及数据收集单元,在通过所述移动单元使所述放射线源及所述检测器、该检测器、或所述对象物移动期间,以帧单位收集从所述检测器输出的所述数据,其中,使用通过所述数据收集单元收集的所述数据,来生成所述对象物的摄像部位的三维图像,该放射线摄像装置的特征在于,具备模型,配置于所述摄像空间并具有标识,该标识通过该配置而位于该摄像空间内的预定的断层面上,且能够由所述放射线将已知的位置信息图像化的;图像制作单元,在将所述模型装置配置于所述摄像空间的状态下,根据相应于从所述放射线源发射的放射线而由所述数据收集单元收集的数据,来制作图像;第一运算单元,根据所述标识的已知的位置信息和从所述图像得到的所述标识的位置信息,运算所述放射线源和所述检测器间的距离信息及相对于所述检测器的所述放射线源的高度信息;以及第二运算单元,根据所述第一运算单元的运算结果和所述数据,运算加入了所述线的位置变化量的、规定所述摄像空间中的所述放射线源、所述检测器及所述断层面的位置关系的参数。而且,为了实现所述目的,本发明的其它方式提供一种模型,其被配置在全景摄像装置中的X射线源和检测器之间的空间内,该全景摄像装置,使发射X射线的X射线源和将所述X射线作为电信号进行检测的检测器隔着对象物彼此对置,并使该X射线源和该检测器围绕该对象物的周围旋转,同时通过该检测器检测所述X射线作为数字电量的帧数据,并根据所述帧数据制作所述对象物的断层面的全景图像,该模型的特征在于,具备底座;多个支柱,分别沿着将作为所述断层面的基准断层面投影到所述底座而生成的基准面轨迹、及与该基准面轨迹隔开且与该基准面轨迹并行的其它轨迹,按每个轨迹直立设置;以及标识,分别配设于所述多个支柱,且其X射线透过率至少与该支柱的X射线透过率不同。发明效果如上所述,根据本发明,提供放射线摄像装置及使用于该装置的模型,通过使用模型的扫描,准确地掌握每个放射线的照射角度的摄像系统的构造、即摄像空间的三维构造,使用其构造信息可以提供变形更少且更高精确度地反映了摄影对象的三维实际位置的图像。在附图中,图I是表示本发明一个实施方式涉及的作为放射线摄像装置的X射线全景摄像装置的整体构成的概略立体图。图2是用于说明作为实施方式涉及的全景摄像装置的对象的被测体牙列、设定在该牙列上的三维基准断层面以及配对的X射线管与检测器进行旋转时的旋转中心轨迹的图。图3是用于说明在全景摄像装置中X射线管、三维基准断层面以及检测器的几何关系的立体图。图4是用于概略说明全景摄像装置的电构成的框图。图5是表示全景摄像装置的控制器及图像处理器协同执行的用于摄像的处理的概要的流程图。图6是用于说明X射线管、三维基准断层面、旋转中心以及检测器的位置关系的图。 图7是表示模型的一例的部分断裂的立体图。图8是用于说明模型的底座上的、具有标识的支柱的植设位置和用于校准的断层面的位置的关系的图。图9是用于说明植设在基准断层面的位置上的支柱的一例的立体图。图10是用于说明植设在外侧断层面的位置上的支柱的一例的立体图。图11是用于说明映入基准面全景图像的标识的位置和检测器与标识的位置关系的图。图12是用于说明本发明涉及的全景图像的重建的原理的图。图13是将图3中的几何学位置关系数值化来进行说明的图。图14是用于说明通过控制器及图像处理器协作执行的、摄像空间的结构分析及校准的顺序的概略的流程图。图15是说明用于测定X射线的照射(投影)角度的偏离的顺序的图。图16是用于说明X射线的照射角度的偏离的图。图17是用于说明角速度曲线的一例和相应于X射线的实际照射角度的偏离对其进行补正的情况的图。图18是用于说明X射线照射角度=0度时的标识和其成像位置的位置关系的图。图19是用于说明X射线照射角度=0度以外的角度时的标识和其成像位置的位置关系的图。图20是用于说明加入了本实施方式中的纵向放大率的补正的、注视X射线管的位置的方向的三维投影的概念的图。图21是用于说明帧数据与全景图像映射位置之间的关系的曲线图。图22是表示基准面全景图像的一例的模式图。图23是表示在基准面全景图像上设定ROI时的图像的一例的模式图。图24是用于说明图像处理器执行的确定牙齿实际存在位置、形状的处理的概要的流程图。图25是用于说明随着配对的X射线管与检测器的旋转中心的变化的、从三维全景图像上的Z轴方向的同一位置向X射线管投影的角度的不同的图。图26是表示三维基准图像的一例的模式图。图27是用于说明附加到三维基准断层面上的多个平行断层面的立体图。图28是用于说明随着配对的X射线管与检测器旋转中心的变化的、从三维全景图像上的Z轴方向的同一位置向X射线管投影时在多个断层面上的位置的不同的图。图29 (I)是用于说明与图29 (2)同样地协作而对三维基准图像上的每个位置确定最佳焦点的断层面的处理的图。图29(2)是用于说明与图29 (I)同样地协作而对三维基准图像上的每个位置确定最佳焦点的断层面的处理的图。图30是例示出在最佳焦点位置确定处理中频率分析结果的曲线图。图31是表示在最佳焦点位置确定处理中最佳焦点断层面位置的一例的曲线图。图32是例示出根据断层面位置而变化的频率特性图案的曲线图。·图33是用于说明牙齿实际存在位置从三维基准断层面偏离状态的图。图34是根据放大率大小说明将牙齿从三维基准断层面的位置移位至其实际存在位置的状态的图。图35是根据放大率大小说明将牙齿从三维基准断层面的位置移位至其实际存在位置的状态的图。图36是根据放大率大小说明将牙齿从三维基准断层面的位置移位至其实际存在位置的状态的图。图37是用于说明为了确定位置而移动三维基准图像上的处理点的处理的立体图。图38是用于说明确定按照每个处理点确定的最佳焦点断层面的位置确定、和其确定异常的立体图。图39是表示通过确定最佳焦点断层面位置和平滑处理而制作的三维自动对焦图像的模式图。图40是用于说明将三维自动对焦图像投影到三维基准断层面上的处理的概念图。图41是说明投影到三维基准断层面上的图像和设定在其中的ROI的模式图。图42是用于说明将三维自动对焦图像投影到基准面全景图像的二维面上的处理的概念图。图43是概要说明二维参照图像和设定在其中的ROI的图。图44是表示模型的变形例的图。图45是表示模型的变形例的其它图。附图标记I、牙科用全景摄像装置(放射线摄像装置)12、计算机14、摄影部31、X射线管(放射线源)32、检测器33、限束器41、高电压发生器
53、缓冲存储器54、图像存储器55、帧存储器56、图像处理器57、控制器58、操作器60、显示器101、模型111、底座113、113’、支柱体114 116、模型


本发明的实施方式。参照图f 43,说明本发明涉及的放射线摄像装置及使用于该装置的模型的一个实施方式。在本实施方式中,该放射线摄像装置作为牙科用X射线全景摄像装置来实施。下面详细描述该全景摄像装置。图I表示这种全景摄像装置I的外观。该全景摄像装置I用X射线扫描被测体的下巴部,并根据该数字化的X射线透过数据来确定下巴部的牙列的实际三维位置(实际存在位置),且可以基于断层X射线摄影合成方法(tomosynthesis)来生成(重建)对该牙列的纵向放大率的变化(不同)进行了补偿的牙列的全景图像。·
说明该全景摄像装置I的构成概要。如图I所示,该全景摄像装置I具备箱体11,从被测体(患者)P收集例如被测体P站立或坐在轮椅上的姿势下的数据;控制及运算装置12,由计算机构成,用于控制该箱体11进行的数据的收集,并且使用该收集数据制作全景图像,且与操作者(医生、技师等)之间互动或自动进行全景图像的后处理。箱体11具备架子部13 ;摄影部14,相对于该架子部13可上下移动。摄影部14安装成可在架子部13支柱的规定范围内上下移动。在此,为了便于说明,对全景摄像装置,设定以架子部13长度方向即上下方向为Z轴的XYZ直角坐标系。还有,对后述的二维全景图像,将其横轴方向表示为j轴、将纵轴方向表示为i轴(=Z轴)。摄影部14具备上下移动单元23,从侧面观看呈大致]状;旋转单元24,被该上下移动单元23可旋转(转动)地支承。上下移动单元23,通过设置在架子部13上的未图示的上下驱动机构(例如马达、以及齿条和小齿轮),可在高度方向的规定范围内沿Z轴方向(纵轴方向)移动。用于其移动的指令,从控制及运算装置12发送给上述上下驱动机构。上下移动单元23,如上所述,从其一侧的侧面观看呈大致]状,并且一体地形成有分别位于上下侧的上侧臂23A及下侧臂23B和与该上侧、下侧臂23A、23B连接的垂直臂23C。垂直臂23C可上下移动地被所述架子部13支承。在上侧臂23A的内部设置有旋转驱动用的旋转驱动机构30A(例如电动马达及减速齿轮等)。该旋转驱动机构30A从控制及运算装置12接受旋转驱动用指令。旋转驱动机构30A的输出轴,即电动马达的旋转轴,配置成从上侧臂23A向下侧(Z轴方向下侧)突出,并且在该旋转轴上可旋转地结合有旋转单元24。也就是说,旋转单元24悬挂在上下移动单元23上,通过旋转驱动机构30A的驱动力而旋转。而且,旋转驱动机构30A与移动机构30B连结。该移动机构30B由未图示的电动马达、齿轮等构成。该移动机构30B也从控制及运算装置12接受旋转驱动用指令而动作,并且可沿XY面移动旋转驱动机构30A即旋转单元24。由此,可以使后述的配对的X射线管和检测器的旋转中心的移动轨迹,在沿XY面的规定范围中二维地沿一定轨迹移动。另一方面,下侧臂23B在其前端部形成有腮托25。在该腮托25上可拆卸地安装有头靠26。因此,被测体P咬住咬合块(也简称为咬合),把下巴放在腮托25上,并且将前额靠在头靠上。由此,被测体P的口腔部被固定在后述的摄像空间内的规定位置上。旋转单元24在其使用状态下、从其一侧侧面观看形成为大致3状,其开放端侧朝向 下侧且旋转自如地安装在上侧臂23A的马达输出轴上。详细地说,一体地具备,在横向即XY ·平面内大致平行旋转(转动)的横臂24A,和从该横臂24A的两端部向下方(Z轴方向)延伸的左右纵臂(第一纵臂、第二纵臂)24B、24C。旋转单元24也在控制及运算装置12的控制下进行驱动及动作。在第一纵臂24B内部的下端部装备有作为放射线发射源的X射线管31。该X射线管31例如由旋转阳极X射线管构成,从其靶(阳极)向第二纵臂24C放射状地放射X射线。由于撞击该靶的电子束焦点小,例如直径为O. 5mm Γ _左右),所以该X射线管31作为点状的X射线源而发挥作用。在X射线管31的前面的规定位置上安装有狭缝状的限束器33。通过该限束器33将入射到检测器32的X射线缩小到其检测面(即实际收集用窗口(例如宽
5.Omm 的窗口))。另一方面,在第二纵臂24C内部的下端部装备有作为放射线检测单元的、将X射线检测元件配置成二维状(例如64X 1500矩阵状)的数字X射线检测器32,用于检测入射到其检测面的X射线。作为一例,该检测器32具有由CdTe制作的纵向长的检测面(例如横向
6.4mmX纵向150_)。还有,本实施方式由于采用断层X射线摄影合成方法,所以检测器32在其横向(宽度)方向也需要具有多个X射线检测元件。该检测器32,使其纵向与Z轴方向一致地配置在纵向。该检测器32的检测时的横向的有效宽度,通过所述限束器33设定为例如约5. Omm0该检测器32可以将例如以300fps帧率(I帧例如是64X 1500像素)入射的X射线,作为与该X射线量相应的数字电量的图像数据来收集。下面,将该收集数据称为“帧数据”。摄影时,X射线管31及检测器32,隔着被测体P的口腔部彼此倾斜对置或彼此正对,并围绕口腔部周围旋转。所谓“X射线管31及检测器32彼此正对”是指,由X射线管31照射的X射线束的中心轴(投影到XY面时的中心轴)与检测器32的检测面正交的状态。而且,“X射线管31及检测器32彼此倾斜对置”是指,上述X射线束的中心轴以90度以外的角度(O度<角度< 90度)入射到检测器32的检测面的状态。因此,在执行根据断层X射线摄影合成方法的扫描时所需要的X射线管31及检测器32的旋转(移动)的方法,如上所述,可以采用各种各样的方式。但是,在本实施方式中,X射线管31及检测器32,总是隔着被测体P的口腔部彼此正对,并且它们每对,被驱动为一体地围绕口腔部周围旋转。但是,该旋转并不是单纯的画圆的旋转。也就是说,在本实施方式的情况下,配对的X射线管31及检测器32,以其移动的旋转中心RC (参见图2、3)为中心被旋转驱动。虽然将在后面进行描述,但从旋转中心RC到X射线管31及检测器32的距离是考虑纵向放大率而决定的。如图2所示,旋转中心RC被旋转驱动为画出轨迹A或轨迹B,该轨迹A为从牙列的里侧向前牙大致直线状地往返的轨迹,该轨迹B为,同样地从牙列的里侧向前牙直线状地前进、此后以锐角折返并直线状地返回的、稍微带角度的三角形状的轨迹。因此,X射线管31及检测器32在适当变换角速度的同时进行旋转。还有,作为旋转中心RC的轨迹还有轨迹C,该轨迹C为,从一侧的臼齿部侧向前牙以圆弧状前进,此后同样地以圆弧状返回相反侧的白齿部侧的人字形的轨迹。该轨迹C特别是预先设计成在沿标准的形状及尺寸的牙列的断层面(下面、三维基准断层面)上对焦X射线的焦点且机械地追踪该三维基准断层面的轨迹。在使X射线焦点追踪该三维基准断层面SS时,X射线管31及检测器32也在适当变换角速度的同时进行旋转。这样,在X射线管31及检测器32旋转的同时执行X射线的扫描,因此由X射线管31及检测器32的旋转轨迹包围的内部的空间形成了摄像空间。 从Z轴方向观看三维基准断层面时在XY面上的轨迹,如上所述,呈大致马蹄形,图2表示一例。该三维基准断层面的轨迹,例如记载在文献“R. Molteni, ‘A universal testphantom for dental panoramic radiography’MedicaMudi. vol. 36,no. 3,1991,,。X 身寸线管31、三维基准断层面SS、检测器32以及贯穿旋转中心RC的位置的旋转轴AXz的几何学位置关系如图3所示。但是,旋转中心RC的位置,如图2中虚线A、B及C所示,根据X射线照射角度而改变。三维基准断层面SS与检测器32的入射口(X射线检测面Ldet,参照图6)平行,是沿Z轴方向的弯曲的断面,二维展开时设定为细长矩形的断面。图4是表示用于控制及处理该全景摄像装置的电性的框图。如该图所示,X射线管31通过高电压发生器41及通信线路42与控制及运算装置12连接,检测器32通过通信线路43与控制及运算装置12连接。高电压发生器41设在架子部13、上下移动单元23或旋转单元24上,通过来自控制及运算装置12的控制信号,与对于X射线管31的管电流及管电压等X射线放射条件以及放射时机的时序相应地被进行控制。控制及运算装置12,例如为了处理大量图像数据,由可存储大容量图像数据的例如个人计算机构成。具体为,控制及运算装置12,其主要构成要素具备通过内部总线50彼此可通信地连接的接口 51、52、62 ;缓冲存储器53 ;图像存储器54 ;帧存储器55 ;图像处理器56 ;控制器(CPU)57 ;及D/A转换器59。在控制器57上可通信地连接有操作器58,而且,D/A转换器59还与显示器60连接。其中,接口 51、52分别与高电压发生器41、检测器32连接,对在控制器57与高电压发生器41、检测器32之间交叉的控制信息或收集数据的通信进行中继。而且其它接口62用于连接内部总线50与通信线路,以使控制器57可与外部装置进行通信。由此,控制器57不仅可以获得通过外部的口内X射线摄影装置摄影的口内图像,同时可以将由本摄影装置摄影的全景图像以例如 DICOM (Digital Imaging and Communications in Medicine 医学数字影像和通信)标准发送给外部服务器。缓冲存储器53临时存储通过接口 52接收的来自检测器32的数字化的帧数据。而且,图像处理器56处于控制器57的控制下,具有如下功能,与操作者之间互动执行摄像空间的结构分析、校准所需的处理、三维基准断层面的全景图像的制作、及该全景图像的后利用所需的处理。用于实现该功能的程序,预先存储在R0M61中。为此,该R0M61作为存储本发明涉及的程序的记录介质而发挥作用。还有,该程序虽然也可以预先存储在R0M61中,但根据情况,也可以从外部系统通过通信线路或可便携式存储器安装在未图示的RAM等记录介质上。在本实施方式中,由装置预先准备上述三维基准断层面。还有,三维基准断层面也可以在摄影之前从装置预先准备的多个断层面中进行选择。也就是说,作为三维基准断层面的固定断面不变,但通过这种选择动作,也可以将三维基准断层面的位置,在牙列纵深(前后)方向的一定范围内进行变更。通过图像处理器56处理或处理过程中的帧数据、图像数据及校准用查找表(LUT)可读写地存储在图像存储器54中。图像存储器54使用例如硬盘等大容量的记录介质(非易失性且可读写)。而且,帧存储器55使用于显示重建的全景图像数据、后处理的全景图像数据等。存储在帧存储器55中的图像数据,以规定周期被D/A转换器59呼出并转换成模拟信号而显不在显不器60的画面上。·控制器57根据预先存储在R0M61中的负责整个控制及处理的程序来控制装置构成要素的整个动作。这种程序被设定为,能够互动地接受来自操作者的各控制项目的操作信息。因此,如后述,控制器57构成为能够执行帧数据的收集(扫描)等。因此,如图I所示,患者以站立或坐姿等把下巴放在腮托25位置并咬住咬合块,同时将前额靠在头靠26上。由此,患者头部(下巴部)位置固定在旋转单元24的旋转空间的大致中央部。在这种状态下,通过控制器57的控制,旋转单元24沿XY面围绕患者下巴部周围旋转。还有,也可以不通过咬住咬合块进行位置确定,而是通过患者咬住棉花之类的物体,用耳杆固定耳朵,之后用正面的镜子确认旋转是否没有变形,来进行位置确定。该旋转过程中,在控制器57的控制下,高电压发生器41以规定周期的脉冲模式向X射线管31供给放射用高电压(被指定的管电压及管电流),从而以脉冲模式驱动X射线管31。由此,从X射线管31以规定周期放射脉冲X射线。在该脉冲驱动中,有时使用半波整流了的驱动信号,有时使用利用了倒相电路的DC驱动方式的驱动信号。该X射线透过位于摄影位置的患者下巴部(牙列部分)入射到检测器32中。如上所述,检测器32以很高的帧率(例如300fps)检测入射X射线,并以帧单位依次输出所对应电量的二维数字数据(例如64X1500像素)。该帧数据经由通信线路43,并经由控制及运算装置12的接口 52临时存储在缓冲存储器53中。该临时存储的帧数据,之后转送到图像存储器53被存储。因此,图像处理器56利用存储在图像存储器53中的帧数据,将摄像焦点对焦在三维基准断层面SS上的断层像重建为基准面全景图像。也就是说,该基准面全景图像被定义为“假设牙列存在于三维基准断层面SS上时的全景图像”。而且,该图像处理器56,使用该基准面全景图像进行制作三维(3D)图像及三维自动对焦图像等的处理。图5表示该处理的概要。还有,上述三维基准图像被定义为,“假设牙列存在于三维基准断层面SS上时的三维图像”。而且,三维自动对焦图像被定义为,“利用帧数据或基准面全景图像数据将牙列从三维基准图像自动进行了最佳焦点化的表面图像”。也就是说,该三维自动对焦图像是,模糊较少且高精确度地表现了牙列实际存在位置及其实际尺寸的最佳焦点图像。
特别是,三维自动对焦图像是考虑了每个被测体牙列的实际存在位置都不同的事实的图像。也就是说,每个被测体的牙列不会沿三维基准断层面SS (参照图6),而部分或整体偏离三维基准断层面SS,或从该面倾斜。因此,三维自动对焦图像被制作成,能够自动且高精确度地确定每个被测体牙列的实际三维位置、形状的同时,从该确定结果自动描绘出实际牙列形状。从X射 线管31 (X射线管焦点被视为点状)照射的X射线通过限束器33而被照射。该X射线(X射线束)透过被测体P的口腔部之后,被在Z轴方向具有一定长度且具有横向宽度的纵向长的检测器32检测。为此,X射线的照射方向如图3、6所示地倾斜。所以,牙齿实际大小与该牙齿阴影在检测器32的检测面Ldet上形成的投影图像的大小之比(在本实施方式中,将该比称为“放大率”),与旋转中心RC的位置相应地变化。该放大率分别存在于纵向及横向(也就是说,通常成为牙齿的纵向及横向)。以图6的纵向的例说明,牙齿实际高度Pfeal与在检测面Ldet上的高度P1Clet之比根据旋转中心RC的位置相应地变化。该旋转中心RC的位置,如图2的例示,配对的X射线管31及检测器32的旋转轨迹预先设定,以便能够在一次扫描(数据收集)的过程中变化。其理由如下。如图6所示,X射线管31与检测器32之间的距离Rs+Rd保持一定,且从旋转中心RC至X射线管31及检测器32的距离Rs、Rd (本实施方式中Rs > Rd)也保持一定。另一方面,为了将焦点对焦在三维基准断层面SS上而进行扫描,在一次扫描(数据收集)的过程中,对于大致马蹄形状弯曲的牙列,旋转中心RC的位置轨迹,作为一例采用了如上所述的锐角三角形的轨迹B (参照图2)。具体地说,从旋转中心RC至三维基准断层面SS的距离D和从检测器32至三维基准断层面SS的距离Rd-D随着扫描的进行而发生变化。相应地,由于旋转中心RC接近或远离牙列,所以X射线管31也接近或远离牙列。由于X射线管31的X射线焦点被视为点状,所以对高度而言,即使是相同高度的牙齿,X射线管31越接近牙列,则检测面Ldet上的投影图像越大。即,放大率大。以图2的例进行说明,扫描前牙部时与扫描臼齿部(磨牙侧)时相比,旋转中心RC更接近牙列,因此放大率相应变大。例如,扫描前牙部的X射线照射方向Θ =0度时的距离dl,对于扫描臼齿部的X射线照射方向Θ =60度、75度时的距离d2、d3,具有dl < d2、dl < d3、d2 < d3的关系。如图2所示的旋转中心RC轨迹只是一例,但是该旋转中心RC接近后远离牙列的情况,通常是适用于以将焦点对焦在三维基准断层面SS上的方式扫描X射线的全景摄像装置的情况的设计事项。这样,由于放大率根据牙列的位置而改变,所以除非是补正了该放大率的影响的全景图像,否则就不能高精确度地且定量地分析口腔部构造或随时间的变化。并且,被测体的实际牙列,不管是其整体或部分,基本上不在三维基准断层面SS的位置上。因此,如果要避免放大率的影响,就必须同时考虑牙列从三维基准断层面上偏离的问题。但是,以往的全景图像,制作时并未考虑上述放大率引起的问题及实际牙列的偏离的问题。所以,使用了以往的全景图像的牙列的定量结构分析非常困难。因此期望一种全景图像,即使在以每个被测体的各种形状的牙列或处于各种位置的牙列为对象的情况下,且与同一牙列中的牙齿位置无关地,都能够高精确度地确定三维的实际存在位置。在这一点上,本实施例涉及的全景摄像装置,其特征之一如下,能够消除在同一牙列也会由于放大率在每个牙齿位置不同而引起的图像失真,同时自动且高精确度地确定牙列的实际三维位置(包括形状)。由此,能够提供位置(形状)确定精确度极高的三维全景图像。在本实施例中,为了获得断层面的图像而使用了断层X射线摄影合成方法(tomosynthesis)。也就是说,通过扫描而以一定巾贞率收集的多个巾贞数据,将根据二维全景图像的映像位置,彼此移位并进行相加处理(移位&相加)。所以,在本实施例中所说的“最佳焦点”是指“焦点最准,未出现散焦”的意思,说明所注目的部位的分辨率比其它部位高,或图像整体分辨率更高。基准面全景图像制作成后,该数据存储在图像存储器54中,同时以适当方式显示在显示器60上。其中,显示方式等反映操作者通过操作器58施加的意图。
规定摄像空间的参数的校准在说明摄像前,使用图疒图20来说明使用了模型的、表示相对于摄像空间中的基准断层面的摄像系统的三维构造的几何学参数的值或变化量的推定处理、即校准。该校准的结果被反映到图像重建,并且根据需要被用于摄像空间的结构分析或设计。伴随着该校准的处理由控制器57及图像处理器56协作执行。也可以设置校准专用的处理器。在本实施例中,该校准的特征在于使用模仿了被测体P的牙列的模型。模型图7表示该模型101的部分断裂了的外观。该模型101是由一个就足以进行这种校准所需的参数的测定的通用模型。还有,本发明涉及的模型未必限定于该通用模型,如后所述,只要能够对三维图像重建所需的参数实施校准,其形态当然能够进行各种变形。后面将说明几个该变形例。该通用I旲型101具备透明的树脂制的板状底座111和顶板112 ;以及由该底座111和顶板112夹持的多个支柱113。如后所述,这些支柱113 (113’)具备X射线透过率与树脂材料不同的金属制的标识。还有,树脂的种类例如是丙烯酸树脂,但只要X射线透过率与标识不同即可。而且,使树脂透明是为了容易观看标识。支柱113 (113’)分别将其上下端插入底座111和顶板112而被固定。下面将对此进行详细描述。如图7、8所示,底座111呈四方板状,由透明的树脂部件制造。在该底座111的上面设定有将三维基准断层面SS投影到XY面时的基准面轨迹Ors ;以及在距该基准面轨迹ORs规定距离DS、例如20mm外侧、例如与该基准面轨迹ORs平行地引出的外侧面轨迹ORouter。为了使操作者容易分辨,这些轨迹0Rs、0Router可以在底座111的面上实际作为线描绘来,也可以是虚拟的。在该底座111的上面,在这些双方的轨迹ORs、ORouter与将X射线管31及检测器32以聚焦到基准断层面SS的方式旋转移动时的各个X射线照射角度Θ的交点上形成四方植设孔111A。还有,上述两轨迹ORs,ORouter间的距离DS不一定非要设定为20mm,只要是在限定的尺寸关系中可以更高精确度地运算后述的参数的值即可。如图9、10所示,多个支柱113分别形成为丙烯酸等树脂制的方柱。各支柱113具备一定长度的方柱状支柱主体113A和分别一体突设在其上下端的四方柱状的突起113B。支柱主体113A的与其长度方向正交的断面尺寸例如为5mmX5mm,其长度为92mm。各突起113B的尺寸为,具有比支柱主体113A小的断面,例如为高度5mm左右的长度。在各支柱主体113A的一面上配设有校准用的第一、第二及第三标识114、115及116。这些标识114、115及116都是铝制或黄铜制的小径的杆,其直径例如为O. 6mm。其中,第一及第二标识114、115分别横向配设在自支柱主体113A的上端、下端离开规定距离、例如10mm、15mm的位置。在支柱主体IlA的表面进行例如直径O. 6mm的断面半圆状的切削,在该切削部分固定设置作为小径杆的第一及第二标识114、115。进一步,如图9所示,第三标识116以从支柱主体113A的上端离开例如30mm的位置为中心,沿纵向固定设置。该第三标识116具有一定长度,其长度例如为20mm。该第三标识116通过与上述第一及第二标识114、115同样的方法来植设。还有,上述支柱113及标识位置的尺寸只是例示,可以设计为其它适当尺寸。以上,参照图7说明了沿着基准面轨迹Ors配设的模型113。
另一方面,沿着外侧面轨迹ORouter配设的模型113’如图10所示地构成。在此,很有兴趣的特征为,将图9所示的模型113上下颠倒即成为图10的模型113’。因此,在各模型113’上也是第二、第一标识115、114在上下端附近横向设置,且第三标识116在第一标识114附近的位置上纵向设置。标识的植设方法也完全相同,因此组装模型101时,在基准面轨迹Ors和外侧面轨迹ORouter之间将方向颠倒改变即可,可以实现工具的共通化并降低制造成本。当然,也可以为了不混淆彼此颠倒的方向而赋予不影响X射线透过的上下端的记号、或施以使植设用的突起113B及植设孔IllA的形状在上下的底座111和顶板112之间不同等变形。如上所述,第一及第二标识114、115和第三标识116的植设方向及长度彼此不同。其理由是,在校准中需要不同的参数的测定,并需要与该参数的属性一致的形状的不同种类的标识。这样,在本实施例中,有效且毫不浪费地配置一个模型101所需的所有种类的标识也是特征之一。因此具有可以不使用与参数的种类一致的多个模型的效果。第一及第二标识114、115将在后面描述,是用于得到摄像空间中存在的X射线管31、检测器32、旋转中心RC及三维基准断层面SS之间的距离关系的信息以及X射线管31相对于检测器32的高度位置信息的标识。相对于此,第三标识116是用于测定后述的称为增益的量( = AX/AFi)及相对于各个X射线照射角度Θ的实际投影角度的标识。S卩,位于基准面轨迹ORs及外侧面轨迹ORouter的第一、第二及第三标识114、115及116映入基准面全景图像及外侧面全景图像。在例如以X射线照射角度θ=75度观看的情况下,例如图11 (A)所示描绘在基准面全景图像上。也就是说,根据图11 (B)所示的几何关系,在基准面全景图像上,从上开始依次描黑位于基准面轨迹Ors的第一标识114(ORs)、位于外侧面轨迹ORouter的第二标识115(0Router)、位于基准面轨迹Ors的第三标识116 (ORs)、位于外侧面轨迹ORouter的第三标识116 (ORouter)、位于基准面轨迹Ors的第二标识115 (ORs)、及位于外侧面轨迹ORouter的第一标识114 (ORouter)0反过来说,如以这样的排列所描绘的那样,预先设定外侧面轨迹ORouter相对于基准面轨迹Ors的隔开距离及各标识的纵向位置。但是,位于外侧面轨迹ORouter的标识114 (ORouter)、115 (ORouter)> 116 (ORouter)的图像比位于基准面轨迹Ors的各自图像模糊。还有,如果变更移位&加法量而将焦点对焦在外侧断层面上来重建全景图像,则其模糊的程度、即是否为最佳焦点图像的关系相反。
在全景图像上,四个标识114 (0Rs)、115 (ORouter)、115 (ORs)及 114 (ORouter)的图像描绘为横向黑线,被用来测定X射线管31、检测器32、旋转中心RC及基准断层面SS之间的距离关系的参数、以及X射线管31相对于检测器32的高度位置的参数。而且,两个标识116 (ORs)及116 (ORouter)的图像描绘为纵向黑线,被用来测定后述的被称为增益的量(=Λ X/Λ Fi)及相对于各个X射线照射角度Θ的实际投影角度。在X射线的照射角度自设计值或想定值偏离的情况下,实际投影角度也偏离于这些值,因此两个标识116 (ORs)及116 (ORouter)的纵向黑线的位置不一致,描绘为向横向偏离。可以通过运算该偏离来测定实际投影角度的偏离。这样,关于摄像空间中的摄像系统的距离以及高度,模型101可以通过一次扫描即可给出充分的位置信息。因此,该模型101发挥能够单独测定不同种类的参数的通用性。还有,也可以不设置顶板112。但是,在底座111上植设的多个支柱113上,要求该标识114、115、116保持高精确度的空间位置。因此,在设置或存储时,为了防止支柱113倾斜、偏离或损伤,设置顶板112更好。也可以在顶板112和底座111之间设置仅用于支撑两板的树脂性支柱。 重建的原理在此以公式说明全景摄像装置的重建的基本原理。图12 (A)表示围绕大致马蹄形的牙列的周围、沿着彼此正对且分别不同的曲线轨迹Ts、Td旋转(移动)的X射线管31及检测器32的情况。X射线管31沿着一个轨迹Ts旋转,检测器32沿着另一个轨迹Td旋转。也就是说,X射线管31及检测器32成对地旋转,其成对旋转的中心(旋转中心)RC也会移动。在图12 (A)的例中,示出了旋转中心RC沿着图2的人字形轨迹C移动的情况,但即便是图2的轨迹A或轨迹B,同样的原理也成立。目前,如图12 (A)所示,配对的X射线管31及检测器32的旋转中心RC位于位置0,假设X射线管31的焦点位置为S1、检测器32的宽度方向的中心位置为CpX射线管31的旋转半径(以下,X射线管·旋转中心距离)为Rs、检测器32的旋转半径(以下,检测器·旋转中心距离)为RD、从旋转中心RC的位置O到牙列的某个点Q的距离(以下,旋转中心·基准断层面距离)为D、以及旋转中心RC描绘的轨迹为I。该距离Rs和Rd为固定值。进一步,图12 (B)表示X射线管31的焦点位置S从S1旋转移动到S2时的状态,通过该移动,旋转中心RC的轨迹Ttj在半径α的圆上以角速度ω移动,而使旋转中心RC从O (S1)移动到O (S2)。该情况下,该旋转中心RC的两个位置O (S1XO (S2)双方的焦点位置S与SpS2所成的角度β i为Θ ^wtU:时间)。另一方面,通过这种旋转移动,牙列的点Q向检测器32的投影点从此前的Pa (S1)变化为Pa (S2)0此时,检测器32的宽度方向的中心位置分别为CpC215当着眼于旋转中心RC的位置从O (S1)向O (S2)的移动和其轨迹Ttj的关系而抽出该图12 (B)的几何关系时,如图13 (A)所示。该两位置O (S1XO (S2)间的距离微小,因此可以使用角度Q1和半径α表示为Q1Ct。其结果,旋转中心位置O (S1XO (S2)、X射线焦点位置S2及重建位置Q都可以用距离的关系来表示,如图13 (A)所示。也就是说,X射线管位置S2和旋转中心位置O (S2)之间的距离为X射线管·旋转中心间距离Rs,以及,旋转中心位置O (S2)和检测器中心位置C2之间的距离为检测器 旋转中心间距离Rd,因此,旋转中心位置O (S1)和O (S2)之间的距离为a Q1,旋转中心位置O (S2)和重建位置Q之间的距离为D-α Q1,从重建位置Q垂下到线段O (S2)-C2的线段为(D-α,进一
步,该垂线的交点B与旋转中心位置O (S2)之间距离成为(D-α Θ j) cos θ 1D在本实施方式中,在用于进行摄像空间中的摄像系统的几何学位置关系的分析(结构分析),以及进行摄像空间中的牙列的实体位置提取的三维图像重建(称为自动对焦)所需的参数校准的运算中,考虑“旋转中心位置O (S1XO (S2)间的距离a ”,这一点为重点。增益的运算使用上述图13 (B)所示的距离关系求出被称为增益的量( = AX/AFi)。根据图13 (B)所示的几何关系,成立如下的关系 X= [ (Rs+Rd) / {Rs+(D-α Θ J } ] · (D_ a Q1) SinQ1... (I)将a 01取为补正项|/[(=? Q1)时,Θ i及X微小,因此成立近似式Δχ/Δ Θ ={ (Rs+Rd) / (Rs+ (D_M))} (D-M)…(2)将检测器32输出的帧数据设置为Fi时,Δχ/Δ Θ = ( Δ χ/Δ Fi) ( Δ Fi/Δ θ)... (3),因此成为Δ χ/ Δ Fi= ( Δ θ / Δ Fi) {(Rs+Rd) / (Rs+ (D-M))} (D-M) — (4)。该(4)式的左边Λ χ/Λ Fi被称为增益(移位&加法量的变化率)。该增益Λ X/Λ Fi表示将多个帧数据彼此移位并相加的断层X射线摄影合成方法(即移位&加法运算)中的移位&加法量的变化率。而且,(4)式的右边中的Rs+Rd表示检测器和X射线管之间的距离(检测器·Χ射线管间距离),Rs+ (D-M)表示补正了“旋转中心位置O (S1XO (S2)间的移动距离a Q1”的量的、X射线管和焦点之间的距离(焦点位置· X射线管间距离)。而且,(D-M)表示减去这种移动距离α Θ的量的、新的旋转中心的位置和重建点Q之间的距离。其结果,增益ΛΧ/AFi的曲线(以下仅称为“增益曲线”)可以根据检测器·Χ射线管间距离RS+RD、焦点位置· X射线管间距离Rs+ (D-Μ)、旋转中心·重建点间距离(D-Μ)、以及表示帧数据Fi和旋转角度Θ的关系的角速度曲线Λ θ/AFi (参照图17)来运算。如果将该增益曲线积分,并使前牙的中心位置处于图像的中心位置,则可以在各个旋转角度,重建聚焦在距旋转中心RC距离D的位置上的全景图像。还有,如日本特开2007-136163所述,上述增益Λ X/Λ Fi的大小的概念与通常的电路等不同,增益Λ X/ Λ Fi越大,则将帧数据彼此相加时的帧数据的重叠量(移位量)越小。反之,增益AXMFi越小,则其重叠量越大。在本实施例中,根据上述(4)式的增益式,并使用校准模型来求出摄像空间的结构分析或校准所需的参数。因此,先说明校准模型的构成及功能。参数的运算接着,根据图14对用于测定摄像空间的结构分析或校准所需的参数的运算进行说明。也就是说,在此列举的参数为, 在结构分析中,X射线管 旋转中心距离Rs、X射线管 旋转中心距离Rs、X射线管31相对于检测器32的Z轴方向的高度BI,以及 在校准中,增益Λχ/AFi、X射线照射角度Θ、角速度曲线Λ θ/AFi、旋转中心·基准断层面距离D、补正项M、移动的旋转中心RC的XY面上的坐标(CX、CY)ο其中,校准用的参数“ Λχ/AFi、Θ、Λ θ / Λ Fi、D、M、(CX、CY)”作为输入值Fi的查找表LUT而被存储、更新。作为用于运算这些参数的处理,可以列举处理I (模型的设置和校准用的X射线摄影(扫描));处理2 (±曾益Λχ/AFi的曲线的运算);处理3 (X射线照射角度Θ的偏离(实际投影角度Θ ’)的运算);处理4 (角速度曲线0=f (Fi):A Θ/AFi的运算);处理5 (参数Rs、Rd、Bl的运算);处理6 (参数Λχ/AFi、θ、Λ Θ / Λ Fi、D、M、(CX、CY)的运算、更新即校准);以及处理7 (提取了牙列的实体位置的三维重建)。这些处理在控制器57和图像处理器56协作执行的、图14所示的流程图中执行。根据该流程图进行说明。处理I :控制器57以画面或声音指示操作者将模型101设置在全景摄像装置的摄像空间的规定位置(步骤SI)。该规定位置是指,在摄像时患者P放下巴的腮托25的位置。其次,控制器47用操作器58指示执行校准用扫描(步骤S2)。响应于该指示,控制器57将R0M61中预先存储的校准用扫描的程序读取到其工作存储器。控制器57通过执行该程序使附带有限束器33的X射线管31和检测器32围绕模型的周围旋转。在该旋转过程中,从X射线管31的点状的X射线焦点放射例如脉冲X射线。该脉冲X射线通过限束器33准直而成为扇状的X射线束。该X射线束透过模型并入射到检测器32的检测面。由此,检测器32检测透过模型的X射线,并每隔一定时间(例如300fps)输出与其对应的数字电量的帧数据。X射线管31和检测器32并非单纯围绕模型的周围旋转,如图12 (A)所示,还以追踪下述轨迹的方式旋转,该轨迹为,X射线管31和检测器32总是正对,且连接该两者的线段上的旋转中心RC的位置在接近模型的前侧之后离开。也就是说,在实际扫描时,越接近牙列的前牙附近,旋转中心RC越接近牙列,旋转中心RC的位置越发生偏离。分别单独控制X射线管31及检测器32的旋转位置、角速度,以允许上述移动。从检测器32输出的帧数据临时存储在缓冲存储器53中。图像处理器53使用该帧数据并基于断层X射线摄影合成方法重建基准断层面SS的基准面全景图像(步骤S3)。处理2:其次,图像处理器56求出增益Λ X/Λ Fi (步骤S4)。首先,在重建的基准面全景图像上,确定模型101的在中心描绘有支柱标识的帧数据的编号Fitl,该模型101沿着基准断层面SS的轨迹移动的基准面位置上按每个X射线照射角度Θ配置。该确定,只要在操作者目视基准面全景图像的同时决定即可。还有,在该基准面全景图像上,在与基准断层面SS距20mm外侧的断层面的轨迹上移动的外侧面位置上按每个X射线照射角度Θ配置的支柱的模型当然也会映入。其次,对于基准面位置的各个支柱的模型,求出聚焦最好的帧数据Fi的重叠量(移位&加法量)X。其也通过反复尝试下述方法来确定,该方法为,操作者在观察基准面全景图像的同时操作操作器58,重叠位于中心帧数据Fitl的两侧的帧数据Fi并观察该图像的模糊。其结果,确定了与沿着基准断层面SS的各支柱的标识对应的中心帧数据Fitl和其最佳的重叠量X,因此,平滑地接合这些数据来求出重叠量的曲线Px。根据该曲线Px求出X射线照射角度Θ的每个设定值的增益Λ X/Λ Fi。还有,也可以生成将重叠量作为横轴、将标识像的边缘统计量(例如半值宽度)作为纵轴的曲线图,推定该曲线图的边缘统计量成为顶点的点。根据该推定值运算最佳的重叠量即可。由此,在基准面全景图像上,如果通过点ROI (感兴趣区域)等来指定映入的标识像的位置,则可以几乎自动地运算该指定位置上的最佳的重叠量。其次,图像处理器56根据来自控制器57的指示接受校准的程度的指示。在本实施方式中,预先准备不对X射线照射角度Θ实施校准而直接采用系统预先具有的X射线照射角度Θ的设计值的简易型校准;以及还从扫描模型101而得到的全景图像中校准X射 线照射角度Θ的详细型校准。因此,控制器57例如通过显示器60的图像显示而事先从操作者得到信息,以确定进行简易型校准还是详细型校准。所以,图像处理处理器56接受来自控制器57的指示,来判断校准是简易型还是详细型(步骤S5)。在图像处理器56判断为进行简易型校准的情况下,例如,如图2所示,直接读取预先确定的照射角度θ=0度、±15度、±30度、…的值来进行设定(步骤S6)。相对于此,在判断为进行详细型校准的情况下,根据全景图像运算X射线照射角度Θ的偏离、即实际照射角度Θ ’。处理3 接着,运算相对于X射线照射角度Θ的实际照射角度(投影角度)Θ ’的偏离量Θ shift (步骤 S7)。该运算中,在重建的基准面全景图像上,对沿着距基准断层面SS位于20mm外侧的断层面的、沿着外侧面位置按每个X射线照射角度Θ配置的支柱的标识,与步骤S4同样地,生成每个X射线照射角度Θ的增益ΛΧ/AFi及该增益ΛΧ/AFi的曲线。使用该曲线的数据,重建距基准断层面SS位于20mm外侧的断面的外侧面全景图像。在该外侧面全景图像中,确定处于这种外侧面位置的各个支柱113’的模型的横向(二维基准面全景图像上的横向)的物理中心位置。该确定也由操作者在目视全景图像的同时进行。在步骤S4中,已确定了位于基准面位置的各个支柱的标识所使用的中心帧数据的编号Fitlt5于是,根据相对于该中心帧数据的外侧面全景图像中的标识的横向(二维基准面全景图像上的横向)位置(参照图15 (A))及位于外侧面位置的标识116的外侧面全景图像中的横向位置(参照图15 (B)),运算两者间的图像上的偏离量Pshift。将该偏离量Pshift变换为实际长度的偏离量L (参照图15 (O)0使用该偏离量L和两轨迹Ors、ORouter间的已知的距离DS (实施方式中为20mm),对每个角度Θ (=0度、±15度、±30度、…)进行实际照射角度Θ’的偏离量0shift=arCtan(L/DS)的运算。由此,可以求出相对于规定值刻度的各个X射线照射角度Θ的实际照射角度Θ’的偏离量Pshift。该偏离量Pshift的例子如图16所示。处理4 接着,图像处理器56运算投影角曲线0=f (Fi)、即角速度曲线Λ θ/AFi (步骤S8)。在详细型校准的情况下,已经求出距离各X射线照射角度Θ的实际照射角度Θ’的偏离量Θ shift。因此,根据该偏离量Qshift分别求出位于基准断层面SS的标识的照射角度Θ’。在简易型校准的情况下,简便地采用的设计值Θ直接被使用。另一方面,在所述步骤S4中,求出了位于基准断层面SS的、每个X射线照射角度Θ的标识的中心帧数据Fic^A编号。所以,通过结合照射角度的实际值Θ’或照射角度的设计值Θ各自的帧数据Fi并进行平滑化,求出投影角曲线0=f(Fi)。该投影角曲线e=f(Fi)的一例如图17所示。在该图中,投影角曲线0’=f (Fi)表示根据原投影角曲线θ= ·(Fi)补正了实际照射角度Θ ’的量的曲线。处理5 Χ射线照射角度Θ =0度的位置上的常数参数的运算接着,图像处理器56根据全景图像运算X射线束的照射角度Θ =0度时的X射线管·旋转中心间距离Rs、检测器·旋转中心间距离Rd、以及X射线管的焦点位置的高度信·息BI作为常数参数(步骤S9)。如图18所示,假设X射线管31及检测器32对置地配置,并使旋转中心RC及基准断层面SS位于它们之间。假设在基准断层面SS的位置上存在上下相互隔开67mm的两个标识114、115。X射线管31的X射线焦点是小到视为点光源的焦点(例如直径O. 5mm) 而且,使X射线的照射角度Θ为O度。也就是说,由限束器33限速的X射线束照射在假定存在于基准断层面SS的牙列的前牙中心部。该X射线束倾斜地透过两个标识114、115并在检测器32的检测面的高度B2、B3的位置上形成它们的投影点。也就是说,标识114、115的位置在纵向(Z轴方向)上放大而作为图像形成投影点B2、B3。还有,将检测器32的检测面的最下限的位置设定为坐标O的原点,从通过该点的水平面(XY坐标面)开始计算而将X射线焦点位置的高度设为BI。所以,在检测器32的检测面上,从下往上依次排列坐标O的原点、X射线焦点高度BI及标识114、115的投影高度B2、B3。该图18模式表示的X射线照射角度θ=0度时的几何关系中,适用所述增益的式
(4)Ax/AFi=(A Θ / Δ Fi) {(Rs+Rd) / (Rs+ (D-M))} (D-M) 0 X 射线照射角度 θ=0 度时,由图13 (Α)、(Β)可知,视为补正项Μ=0。因此,(4)式可以表示为Δ χ/ Δ Fi= ( Δ θ / Δ Fi) {(Rs+Rd) / (Rs+D)}D— (5)。根据相对于标识114、115的图像放大率的计算,成立下式(Rs+Rd)/(Rs+D) = (B3(D)-B2(D))/67=K (D) ... (6)在此,放大率K(D)只要通过检测器32检测位于基准断层面的位置、即X射线照射角度Θ =0度的位置的标识114、115的投影点Β2、Β3的位置就能够知道,因此是已知的值。同样地,(Rs+Rd)/(Rs+D+20) = (B3(D+20)-B2(D+20))/67=K(D+20) ... (7)成立,放大率K (D+20)通过检测器32检测位于距基准断层面20mm外侧的位置、即X射线照射角度Θ =0度的位置的模型的投影点B2、B3的位置就能够知道,因此是已知的值。因此,在上述(6),(7)式(Rs+Rd)/(Rs+D) =K ⑷…(8)(Rs+Rd)/(Rs+D+20) =K (D+20) ... (9)
中,当设定为X=Rs+Rd、Y=Rs+D …(10)时,成为X/Y=K(D)…(11)X/ (Y+20)=K(D+20)…(12),可根据该两个式预先求出X、Y的值。另一方面,所述(5)式,如果使用(8)式,贝U可以改写为Δ χ/ Δ Fi= ( Δ θ / Δ Fi) · K ⑷· D... (13)。 在该(13)式中,旋转中心 基准断层面间距离D以外的项是已知的,因此根据(13)式可知X射线照射角度θ=0度时的旋转中心 基准断层面间距离D。当距离D已知时,X、Y的值已知,因此使用(10)式,能够分别求出X射线照射角度θ=0度时的X射线管·旋转中心间距离Rs及检测器·旋转中心间距离Rd。当求出该距离D、Rs、Rd时,通过解图18中几何学地成立的下式,(B2 (剛)-BI)/H=K (剛)…(14)(B2 (D)-Bl)/H=K ⑷…(15)从而求出X射线管31的上下方向(Z轴方向)的位置BI以及下侧的模型距X射线管31的高度H。处理6 X射线照射角度Θ =0度以外的角度位置上的、将帧数据Fi作为输入的函数参数的运算此时,每个照射角度Θ的X射线管31、检测器32、旋转中心RC及模型(标识)的几何学位置关系如图19所示。即使X射线照射角度Θ为O度以外的角度,所述式(6)及(8)也成立。因此,通过基于这些式求出各角度Θ上的标识114、115在位置B2、B3形成的投影图像B3(d)、B2(d),能够运算各照射角度Θ上的旋转中心 基准断层面距离D (步骤S10)。如果知道该距离D,则也能够使用已知的X射线照射角度Θ或其实际值Θ ’来运算旋转中心RC的位置坐标(CX, CY)(步骤 SI I)。进一步,在X射线照射角度Θ为O度以外的角度时,由图13 (A)、(B)可知,需要考虑补正项M (&supl ;0)。因此,需要使用(4)式Λ χ/ Λ Fi= ( Λ θ / Λ Fi) {(Rs+Rd) / (Rs+ (D-M))} (D-M)。由于已经运算了各X射线照射角度Θ上的补正项M以外的项,因此能够将它们应用于(4)式来运算补正项M (步骤S12)。这样,通过步骤S1(TS12,能够运算函数参数Δ χ/AFi, θ、Λ Θ /AFi、D、M、(CX、CY)。其次,图像处理器56用本次求出的新的值对已写入图像存储器54的那些函数参数进行更新(步骤S13)。由此,对三维图像重建所需的参数进行了校准。当用于上面的结构分析及校准的运算结束时,图像处理器56根据操作者的操作信息来判断是否将已运算的常数参数Rd、Rs、BI以及函数参数Λχ/AFi、Θ、ΛΘ/AFi、D、M、(CX、CY)提供印刷或显示的方式进行输出(步骤S14)。在需要这样的输出的情况下,图像处理器56印刷或显示这些值(步骤S15)。进一步,在这种参数的输出结束或不需要这样的输出的情况下,处理被转移到控制器57,计算机57判断是否在与操作者之间互动进行患者的摄像(步骤S16)。在不需要摄像的情况下,结束一连串的处理。由此,摄像空间的结构分析以及简易型或详细型校准结束。另一方面,在进行患者的下巴部的摄像的情况下,如后所述,执行正确地掌握了摄像空间中的牙列的实体位置的三维重建。如图20所概述的那样,沿着从三维基准断层面SS注视X射线管31的X射线的倾斜的照射方向进行投影,高精确度地确定牙列等摄像对象(实体物)的三维位置。下面说明包括该位置确定的处理的摄像。被测体的摄像返回图5,说明通过控制器57及图像处理器56协作执行的用于摄像的处理。该处理包括如上所述的通过扫描收集数据、作为前处理的重建基准面全景图像、和作为主要处理的制作三维自动对焦图像(三维表面图像)以及使用该三维自动对焦图像的对应于各种方式的显示或测量等。收集数据及重建基准面全景图像 首先,当被测体P的位置确定等摄影准备结束后,控制器57响应通过操作器58提供的操作者指示,发出用于数据收集的扫描指令(图5,步骤SI)。由此指令,使旋转驱动机构30A、移动机构30B以及高电压发生器41按预先设定的控制时序进行驱动。为此,使配对的X射线管31及检测器32围绕被测体P的下巴部周围旋转,同时在该旋转动作过程中,使X射线管31以规定周期或连续地放射脉冲或连续波X射线。此时,配对的X射线管31及检测器32,根据预先设定的驱动条件旋转驱动,以便将如上所述校准了的三维基准断层面SS(参照图6)焦点化。其结果,从X射线管31放射的X射线透过被测体P后被检测器32检测。因此,如上所述,从检测器32例如以300fps帧率输出反映出X射线透过量的数字化帧数据(像素数据)。该帧数据临时存储在缓冲存储器53中。该扫描指令结束后,处理指示被传递给图像处理器56。对三维基准断层面SS,图像处理器56按照每个X射线照射方向的帧编号Fi,从查找表LUT读取照射角度、角速度、旋转中心 基准断层面间距离D、及补正项M的最新值,从而补正该三维基准断层面SS。由此,该断层面SS部分地在其前后方向进行位置变更而被平滑(步骤S2A)。其次,根据对应的基于断层X射线摄影合成方法的移位&相加,在该补正了的三维基准断层面SS的空间位置重建基准面全景图像PIst,同时存储该重建图像的各像素值(步骤S2B)。还有,在该重建处理中,与以往相同地,也执行乘以系数的处理以使前牙部中心纵横放大率比相同。该重建方法虽然已知,但简单说明如下。使用于该重建的帧数据集,通过映像特性求得,该映像特性表示,例如图21所示的全景图像在横向的映像位置与为了制作该映像位置图像而相加的帧数据集之间的关系。表示该映像特性的曲线,由帧数据方向(横轴)上的、根据两侧白齿部的倾斜较为陡峭的两个曲线部分,和根据前牙部倾斜比白齿部缓和的曲线部分形成。在该投影特性上,如图所示,指定在全景图像的横向上的所需映像位置。根据这些,求得为了制作该映像位置图像而使用的帧数据集和其移位量(重叠程度也就是倾斜度)。于是,使这些帧数据(像素值)依据这些指定移位量移位的同时进行相加,从而求得指定映像位置(范围)的纵向的图像数据。通过在全景图像的横向的整个范围内进行上述映像位置的指定和移位&相加,从而重建将焦点对焦在三维基准断层面SS上时的基准面全景图像 PIst。 图像处理器56随后将该基准面全景图像PIst显示在显示器60上(步骤S3)。图22示意性地表示该基准面全景图像PIst的例。该基准面全景图像PIst是将帧数据进行移位的同时进行相加的图像,因此是矩形的二维图像。至于放大率,由于进行了乘以系数的处理以使前牙部中心纵横放大率比相同,所以与以往相同地,某种程度上改善了放大率引起的前牙部的纵横的图像变形。但是,随着接近臼齿部牙齿纵横比被破坏。也就是说,臼齿部的牙齿被描绘成小于实际尺寸。以往,很多情况下,只能接受这种存在变形的全景图像。在基准面全景图像上的ROI设定其次,图像处理器56判断操作者是否使用操作器58在基准面全景图像PIst上设定ROI (感兴

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