专利名称：X射线断层像摄影装置的制作方法
技术领域：
本发明涉及一种使用X射线摄影对象物的断层像的X射线断层像摄影装置，特别涉及，根据断层X射线摄影合成方法来摄影对象物的三维全景图像等断层像的X射线断层像摄影装置。
背景技术：
近年来，盛行根据断层X射线摄影合成方法(tomosynthesis)进行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及专利文献7)。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，对沿着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，位于在被测体的颚部周围旋转的X射线管和检测器之间的、X射线路径移动的空间。因此，只有牙列在摄像空间沿着基准断层面形成时，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，重新进行被测体的定位来进行数据的重新收集以清晰地观看模糊的部位，或实施模糊的部分的口内摄影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8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颚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。还有，如专利文献9所示，还已知使用同一台装置，可以选择性地执行全景摄影和X射线CT摄影的装置。在先技术文献专利文献
专利文献1: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:美国专利第5428660专利文献6:日本特开2008-11098专利文献7:美国专利公开US2006/0203959A1专利文献8:日本特开2007-136163专利文献9:日本特开平11-31881
发明内容
发明所要解决的问题
但是，作为上述放射线摄像装置的全景摄像装置，依然存在由于X射线受照剂量的问题而不便使用的问题。通常，全景摄像装置与X射线口内摄影装置或牙科用CT装置相比，X射线受照剂量少。但是，其分解度还没好到能够代替X射线口内摄影装置。出于这些理由，目前使用X射线口内摄影装置或CT装置对牙列详查依然为主流。并且，以往的全景摄像装置，其放射线的剂量当量超过“3个月1.3mSv”。因此，全景摄像装置与X射线口内摄影装置或CT装置等同样地，还需设置在放射线管理区域内。所以，患者不得不从具有治疗椅子的诊察室移动到放射线管理区域即摄影室来进行全景摄像。因此，例如在进行使用了扩大针的牙根前端检测的情况下，患者需要在将扩大针插入其牙中的状态下从诊疗室移动到摄影室，进行全景摄像、口内摄影或CT摄影。该患者的移动，对患者本身，还对牙医来说是个麻烦事。例如，无法采用在让患者坐(躺)在治疗椅子上的状态下能够使用X射线图像来确认使用了扩大针的牙根前端的位置那样的治疗方法。根据这样的理由，普遍认为牙科用全景摄像装置虽然有用，但与理想的使用期待相比使用性并不好。而且，目前必须准备作为专用室的X射线摄影室，因此设施规模也相应变大，不能满足在尽量小的空间内简单地进行X射线摄影的迫切要求。并且，以往的各种类型的全景摄像装置，如上述所述，力求降低X射线受照剂量，但无法提供具有能够取代X射线口内摄影装置的程度的高分解度的图像。本发明是鉴于上述以往的情况而完成的，其目的在于提供一种X射线断层像摄影装置，可以将放射线管理区域控制在尽可能小的范围内，即使在作业中也可以观察经过重建的断层像等，具有很好的使用性，并且可以提供高分解度的断层像。解决问题的方法为了实现上述目的，本发明作为其主要方式而提供X射线断层像摄影装置，其特征在于，具备:数据收集器，其具备:照射与供给的电流值相应的量的X射线的X射线管，具有二维排列响应所述X射线的多个像素而使该X射线入射的入射面、根据该X射线的入射而按每帧从所述多个像素输出数字电量的数据的检测器，提供曲线状的轨迹、并且在使所述X射线管及所述检测器能够沿该轨迹彼此独立地移动的状态下支承该X射线管及该检测器的支承单元；移动单元，使所述X射线管及所述检测器沿所述轨迹彼此独立地移动，以使相对被置于所述数据收集器提供的所述轨迹的内侧的摄像对象、所述X射线始终以所需角度在该摄像对象的所需断面的扫描方向的各位置上透过；全景图像生成单元，使用由所述数据收集器收集的所述数据并通过断层X射线摄影合成方法，生成所述断面的全景图像；以及断层像生成单元，使用由所述数据收集器收集的所述数据和由所述全景图像生成单元生成的所述全景图像，生成所述摄像对象的构造体的焦点被最佳化并且抑制了由所述X射线的路径的方向的角度的不同弓丨起的失真的断层像。而且，作为理想的实施方式，也可以是，该X射线断层像摄影装置具有使用由所述检测器收集的巾贞数据来重建基于CT (Computed Tomography)法的断层像的CT图像重建单元，所述移动单元是使所述X射线管和所述检测器以彼此正对的状态在所述轨迹上移动的单元，具有在希望进行CT摄影来代替所述断层X射线摄影合成方法时切换所述检测器的姿势的切换单元。发明效果根据本发明涉及的X射线断层像摄影装置，可以将放射线管理区域抑制在更小的范围内，在作业中也可以观察经过重建的断层像等，使用便利性优良，并且可以提供高分解度的断层像。特别是，如果将该X射线断层像摄影装置适用于牙科用X射线口外摄影装置，则不需要作为放射线管理区域的大规模X射线摄影室，在使患者坐(躺)在治疗椅子上的状态下，可以在治疗中摄影其牙列的全景图像等，使用便利性优良，并且可提供能够代替X射线口内摄影装置的、高分解度的全景图像。并且，不仅是全景摄影，还可以选择性地实施CT摄影，具有一台两用的摄影功能，因此通用性极高。
在附图中，图1是表示本发明的第一实施方式涉及的作为X射线断层像摄影装置的X射线口外摄影装置的整体结构的概略图。图2是表示本实施方式涉及的X射线口外摄影装置的概略电构成的框图。图3是用于说明X射线口外摄影装置所采用的正交摄影法的原理图。图4是用于说明放大率的图。图5是用于说明实施方式涉及的正交摄影法所采用的、X射线管和检测器的旋转速度和管电流的控制的图。图6是用于说明图5中的控制例的曲线图。图7是说明用于将图5的控制更简单化地说明的、X射线管和检测器的旋转移动的图。图8是例示用于将图5的控制更简单化地说明的、旋转角度与控制量的关系的曲线图。图9是例示用于将图5的控制更简单化地说明的、旋转角度与控制量的关系的其它曲线图。图10是例示用于将图5的控制更简单化地说明的、旋转角度与控制量的关系的进一步其它的曲线图。图11 (A)、(B)是用于说明准直器对X射线管的独立控制的图。图12 (A)、(B)是表示旋转 角度与X射线管及检测器的旋转的角速度的控制例的曲线图。
图13是用于说明预扫描的概要的流程图。图14是用于说明预扫描的概要的流程图。图15 (A) (F)是用于说明扫描中的X射线管和检测器的旋转移动的情况的图。图16是表不模型的一例的局部剖开的立体图。图17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之间的关系的图。图18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19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20 (A)、(B)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21 (A)、(B)是用于说明本发明涉及的全景图像的重建原理的图。图22 (A)、(B)是将图21 (A)、(B)中的几何学位置关系数值化来进行说明的图。
图23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24 (A) (C)是用于测定X射线的照射(投影)角度的偏离的顺序示意图。图25是用于说明X射线的照射角度的偏离的图。图26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27是用于说明X射线照射角度Θ =0度时的标识和其成像位置的位置关系的图。图28是用于说明X射线照射角度Θ =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29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射线管位置的方向上的三维投影的概念的图。图30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31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32是表示基准面全景图像的一例的模式图。图33 (A)、(B)是用于说明对全景图像的纵向放大率的不同进行补正的处理的图。图34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35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36是随着配对的X射线管与检测器的旋转中心的变化，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示意图。图37是表示三维基准图像的一例的模式图。图38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39是随着配对的X射线管与检测器旋转中心的变化，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示意图。图40 (I)是用于说明按照其(A) (D)的顺序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40 (2)是用于说明按照其(E) (H)的顺序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41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42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43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44是用于说明牙齿实际存在位置从三维基准断层面偏离的状态的图。图45 (A)、(B)是按照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46 (A)、(B)是按照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47是按照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48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49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、和其确定异常的立体图。图50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51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52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53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54是概要说明二维参照图像和设定在其中的ROI的图。图55是用于说明本实施方式涉及的X射线口外摄影装置的安装的一例的图。图56是用于说明本实施方式涉及的X射线口外摄影装置的安装的另一例的图。图57是用于说明本实施方式涉及的X射线口外摄影装置的安装的另一例的图。图58是用于说明本发明的第二实施方式涉及的X射线断层像摄影装置的外观图。图59是用于说明第二实施方式中的X射线管和检测器各自的轨迹的图。图60 (a)、(b)表示第二实施方式中使用的检测器的平面图及侧面图。图61是用于说明第二实施方式中使用的检测器的全景摄影模式中有效视野的图。图62是用于说明第二实施方式中使用的检测器的CT摄影模式中有效视野的图。图63是用于说明第二实施方式中从全景摄影模式转到CT摄影模式时的检测器的旋转及高度方向的移动的图。图64是用于说明全景摄影中的X射线管和其照射视野的角度的图。图65是用于说明第二实施方式中由控制器执行的从全景摄影模式转到CT摄影模式的控制的流程图。
图66是用于说明第二实施方式中由控制器执行的扫描及数据收集的流程图。图67 (a)、(b)是用于说明将牙列的整个区域CT摄影时的X射线管及检测器的体轴方向的移动和摄影区域的图。图68 (a)、(b)是用于说明将牙列的一部分CT摄影时的X射线管及检测器的体轴方向的移动和摄影区域的图。附图标记:IX射线口外摄影装置(X射线断层像摄影装置)10、301 扫描装置11 计算机21 环状体31 X射线管3IU X射线管单元32，32A 检测器32U 检测器单元33 准直器54 图像处理器 55 控制器(CPU)300 X射线断层像摄影装置302 主体机壳311 第一臂312 第二臂320 支承部P 被测体OB, OBI, 0B2 轨迹TR 牙列IS 摄像空间O 旋转中心CA 中心轴
具体实施例方式下面，参照
本发明的实施方式。(第一实施方式)参照图1 54，说明作为本发明涉及的X射线断层像摄影装置的牙科用X射线口外摄影装置的第一实施方式。该X射线口外摄影装置为，用X射线从颚部的外部扫描被测体P的颚部的摄像对象(牙列等)、通过断层X射线摄影合成方法来处理由该扫描收集的数据、生成该摄像对象的断层像的物理治疗设备(modality)。因此，本实施方式涉及的X射线口外摄影装置，现有的牙科治疗中使用的全景摄像装置的功能当然不用说，还能够实现以往的全景摄像装置不能够得到的、小型轻量化、高分解度的图像的提供、由于必须设置作为放射线管理区域的摄像室这一不便引起的工作流程的改善等本发明的目的。基本结构:在该实施方式中，最初说明本实施方式涉及的X射线口外摄影装置的基本结构。此后说明该X射线口外摄影装置的设置的各种具体例作为变形例。图1表示实施方式涉及的X射线口外摄影装置I的基本结构。该X射线口外摄影装置I为，从被测体P (患者)的口外获得表示包括该被测体P的牙列的颚部内部结构的全景图像、及使用了该全景图像的三维(3D)断层像的物理治疗设备。该X射线口外摄影装置1，作为其基本要素而具备:扫描装置10，对颚部进行X射线扫描并收集X射线透过数据；计算机11，控制与该扫描装置10的扫描动作有关的驱动，并且接受扫描装置10收集的X射线透过数据来重建图像；以及高电压发生装置12，向扫描装置10供给高电压。还有，本实施方式中所说的扫描是指，分别沿着预定的多个路径对被测体P的摄像部位照射X射线(X射线束XB)，并收集图像重建所需要的量的X射线透过数据集的一连串的动作。扫描装置10，如后述的变形例中说明的那样，通过各种设置方法而配置为接近被测体P的颚部(摄像部位)的周围、并包围其颚部。具体地说，由图1及图3可知，扫描装置10具有提供圆状轨迹OB的圆形环状体21。轨迹OB为，沿着形成环状体21的外侧面的圆周面而虚拟地生成的圆轨迹。在扫描时，该环状体21被配置在 被测体P的颚部的周围。该配置方法是各种各样的。例如，也可以如后述的变形例中说明的那样，将环状体21固定地或可拆卸地设置在牙科用的治疗椅子的头靠上。而且，也可以准备与治疗椅子分体的C形状的臂，并使该臂支承环状体21。并且，也可以使安装在被测体P的肩部及/或头部的支架支承该环状体21。总之，在扫描时可以使环状体21位于被测体P的颚部的周围，并且，为了减少扫描所需要的X射线量，优选尽量减小环状体21的直径而使其小型化。还有，如图1所示，对于环状体21，设定将沿着该环状体21提供的轨迹OB的二维面作为XY面的由X轴、Y轴及Z轴构成的直角坐标，并根据需要使用这些坐标轴进行说明。如上所述，该环状体21提供沿着该外周面的虚拟的圆形轨迹0B。同时，该环状体21，为了实施扫描，以能够沿着该轨迹OB移动的方式支承具备X射线管31的X射线管单元31U和具备检测器32的检测器单元32U。在环状体21的外周面上，沿着其周方向形成有例如轴承(未图示)。X射线管单元31U，除了具备X射线管31以外，还具备使该单元31U沿着轨迹OB移动的蜗轮等移动机构41和使该移动机构41移动的电动马达42。并且，在本实施方式中，该X射线管单元3IU具备准直器33、以及使该准直器33能够相对于X射线管31移动的超声波马达、螺纹机构等驱动部34。还有，在X射线管31及检测器32旋转的同时执行X射线的扫描，因此由环状体21提供的圆形轨迹OB包围的内部空间形成了摄像空间IS。X射线管31例如由旋转阳极型的真空管型的X射线管、或使用了场致发射型碳纳米管阴极的脉冲点灯型的X射线管构成，从其靶(阳极)向检测器22放射状地放射X射线。由于撞击该靶的电子束焦点(所谓X射线管焦点)小，直径为0.25mm以下，所以，该X射线管21作为点状的X射线源而发挥作用。
具有狭缝状的开口的准直器33位于X射线管21的前面侧的规定位置上。从X射线管21放射的X射线通过该准直器33的开口。因此，可以将入射到检测器32的X射线缩小到其检测面(即实际收集用窗口(例如宽5.0mm的窗口))。准直器33形成为能够通过移动机构34移动其位置及姿势、或仅移动位置。准直器33及移动机构34设置在X射线管单元31U的内部，因此与X射线管31 —起移动。与X射线管单元3IU同样地，检测器单元32U除了具备检测X射线的检测器32以夕卜，还具备使该单元32U沿着轨迹OB移动的蜗轮等移动机构51和使该移动机构51移动的电动马达52。另一方面，检测器32是作为放射线检测单元而发挥作用的设备，是具有将X射线检测元件配置成二维状(例如64X 1500的矩阵状)的检测面的数字X射线检测器。该检测器32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射线摄影合成方法作为图像重建法，所以检测器32需要在其横向(宽度)方向也具有多个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(沿着XY面的方向)的有效宽度，通过上述准直器33设定为例如约5.0mm。该检测器32可以将例如以300fps的高速的帧频(I帧例如是64X 1500像素)入射的X射线直接转换为与该X射线量相应的数字量的电信号，可以按每帧收集该电信号作为图像数据。以下，将该收集数据称为“帧数据”。还有，电动马达42、52及驱动部34，能够根据从计算机11发送来的驱动信号彼此独立地驱动。因此，X射线管单元3IU及检测器单元32U能够沿着轨迹OB彼此独立地移动，而且，在X射线管单元3IU的内部，准直器33构成为相对于X射线管31能够独立地相对移动。还有，根据需要，也能够不使用准直器33。而且，从准直器11到电动马达42、52及驱动部34的驱动信号，可以通过有线来发送，也可以通过无线来发送。还有，本发明涉 及的X射线断层像摄影装置，未必限定于在牙科用X射线口外摄影装置中实施，也可以在使用断层X射线摄影合成方法来三维地掌握对象物的实体形状(位置)的装置中实施。例如在医疗用途中，可以在以下的装置中实施本发明。(I)胳膊、脚等的骨头的扫描摄影装置:能够通过将胳膊、脚放入旋转体中来进行摄影，而且通过使检测器为光子计数型检测器、或通过照射两种能量的X射线而同时进行成像和骨密度测量的系统。通过采用使作为环状体的圆形罩体纵向移动的结构，从而还可以变更扫描区域的系统。(2)肺癌诊察装置:将胸部插入作为环状体的圆形罩体中，通过覆盖胸部的检测器扫描并一次性地重建多层断层面的系统。(3)乳房X光摄影扫描器:将乳房放入作为环状体的圆形罩中进行扫描并一次性地重建多层断层面的系统。(4)头盖骨外形掌握用扫描器:将头部放入作为环状体的圆形罩体，来三维地掌握头盖骨表层的系统。(5)头部测量装置:将头部放入作为环状体的圆形罩体，在与头部测量相当的面上进行重建，提供不会因放大率而失真的图像的装置，以及整形外科、美容整形等审美性诊断
>J-U ρ α装直。
(6)尸体鉴定用装置:通过成为轻量的可动结构并成为能够进行尸体的牙列摄影的结构，而用于尸体的个人判定的系统。由于可以表现三维结构和精密的牙列结构，所以可以期待高精确度的鉴定。(7)动物(宠物)检查X射线装置:进行动物的X射线检查的罩型的检查装置。由此，可以自由选择摄影区域，所以可以应付大部分的检查。还有，作为带入家庭的装置，可以通过使上述(I)、(3)项、以及在本实施方式中作为一例而后述的X射线口外摄影装置做成轻量的可动结构而扩展为能够带入家庭的装置。当然也可以载放到小型车而在没有牙科诊所的地方提供牙科诊疗。另一方面，作为非破坏检查用途，可以将本发明适用于以下那样的装置。(8)内部结构检查装置:小型包装物、金属内部结构、食品、柔性安装基板、IC等的内部结构检查装置。能够在检查罩内的三维任意面上重建，所以三维结构可以根据被检查物的性质来进行检查。而且通过使检测器做成光子计数型检测器、或通过照射两种能量的X射线，也能够确定物质。(9)机场的随身行李检查装置:通过在检查罩内逐个送入并扫描随身行李，可以比CT低剂量并且高速低成本地进行检查。(10)装配件的检查装置:三维检查立体配置的装配件的结构的装置，通过自由指定重建面，能够进行标准化的构造体的确定部位的内部检查。(11)绘画的X射线检查装置:分析有凹凸的绘画的内部时的检查装置。通过构成足够大的罩来进行。可以扩展为上述的多种用途，而在本实施方式中，对X射线口外摄影装置进行说明。
接着，返回图2，表示用于该X射线口外摄影装置I的控制及处理的电性的框图。如该图所示，X射线管31与高电压发生装置12电连接，由此X射线管31接受用于放射X射线的高电压的供给。而且，使X射线管31移动的电动马达42通过控制线路45与驱动器46A连接，该驱动器46A与计算机11连接。检测器32通过收集线路47与计算机11连接。使检测器32移动的电动马达52通过控制线路48与驱动器46B连接，该驱动器46B与计算机11连接。并且，使准直器33移动的驱动部34也通过控制线路49与驱动器46C连接，该驱动器46C与计算机11连接。高电压发生装置12通过计算机11给出的控制信号，与对于X射线管31的管电流及管电压等X射线放射条件，以及放射正时的时序相应地被进行控制。为了处理包括所收集的帧数据的大量图像数据，计算机11由可存储大容量图像数据的例如个人计算机构成。具体为，计算机11，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、缓冲存储器52、图像存储器53、图像处理器54、作为控制器的CPU55、R0M56、RAM57及帧存储器58。而且，计算机11具备其它接口 59，通过该接口 59与显示器60及操作器61连接。还有，接口 51还与可以观察全景像等图像或由医生说明的图像等的患者用显示器62连接。缓冲存储器52临时存储通过接口 51接收的来自检测器32的数字量的帧数据。而且，图像处理器54处于CPU55的控制下，并具有如下功能:即，与操作者之间互动执行后述的三维基准断层面SS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R0M56中。该R0M56作为存储程序的记录介质而发挥作用。而且，在R0M56中保存有LUT (查找表)，在该LUT中预先存储有后述的管电流I的补正特性、及用于运算X射线管31及检测器32的旋转角度Θ的参照函数。还有，该程序虽然也可以预先存储在R0M56中，但根据情况，也可以从外部系统使用通信线路或可便携式存储器并通过RAM57安装在控制器55的工作区中。通过图像处理器54处理或处理过程中的帧数据、图像数据等数据，可读写地存储在图像存储器53中。图像存储器53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58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58中的图像数据，以规定周期显示在显示器60的画面上。控制器(CPU)55根据预先存储在R0M56中的负责整个控制及处理的程序来控制装置的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55构成为能够执行帧数据的收集(扫描)等。因此，如图1所示，患者P的颚部以不动的状态定位于扫描单元10的内侦彳、即摄像空间IS中。当在该定位状态下开始扫描时，X射线管31及准直器33、以及检测器32沿着环状体21、即沿着轨迹OB旋转。该旋转过程中，在控制器55的控制下，高电压发生装置12以规定周期的脉冲模式向X射线管31供给放射用的高电压(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状X射线。在该脉冲驱动中，有时使用经过半波整流的驱动信号，有时使用利用倒相电路的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的颚部(牙列部分)并入射到检测器32中。如上所述，检测器32直接检测入射X射线，并以很高的帧频(例如300fps)依次输出所对应的数字电量的二维帧数据(例如64X 1500像素)。该帧数据经由通 信线路47被送到计算机11，并经由其接口 51临时存储在缓冲存储器52中。该临时存储的帧数据，之后转送到图像存储器53被存储。使用该帧数据，应用断层X射线摄影合成方法来重建以往诊疗中所普遍使用的二维全景图像、或沿其轮廓重建了颚部的模拟三维全景图像(透过像)。创新的结构、扫描控制、图像处理的特征:摄影时，被测体P的颚部位于环状体21的内侧的摄像空间IS中。所以，从X射线管31放射的X射线通过准直器33准直而成为X射线束XB并向被测体P照射。该X射线束XB透过被测体P的颚部而入射到检测器32的检测面，通过排列在检测面上的X射线检测元件，按每个像素直接转换为数字量的电信号。其结果，如上所述，从检测器22以高速的帧频输出帧数据。该帧数据在X射线管31 (及准直器33)以及检测器32沿着轨迹OB移动的同时，按规定间隔间歇地(例如300fps每)收集。在该间歇的收集过程中，X射线管31及检测器32的特征在于，在处于隔着被测体P的前额部彼此倾斜对置的位置或彼此正对的位置的同时，围绕颚部的周围旋转。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XB的中心轴(将X射线束投影到XY面时的射线束的中心轴)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。
在此，说明本实施方式涉及的X射线口外摄影装置中采用的、以往没有的创新的结构上的特征。圆形轨迹:在牙科用全景摄像装置中，与其它医疗用的物理治疗设备同样地，也在提供高分解度的图像的同时追求省电化或小型轻量化。因此，本X射线口外摄影装置，首先，为实现小型轻量化，使扫描部、即本实施方式中扫描装置10中的X射线管31及检测器32的移动的轨迹为圆形。也就是说，由环状体21制作圆形轨迹0B。并且极力减小该环状体21的直径。由于摄像对象为颚部、更进一步为牙列，因此环状体21只要是容纳被测体的头部的程度的大小即可。因此，环状体21制作成具有例如240mm程度的内径、270mm程度的外径。也就是说，作为一例，轨迹OB的直径为约270mm。通过设定直径如此小的轨迹0B，在该轨迹OB上旋转移动的X射线管31及检测器32，与以往的全景摄像装置的扫描部相比，彼此能够以非常近的距离接近。由此，扫描装置10与以往相比，可以实现小型化及轻量化。还有，X射线管31及检测器32在同一圆形轨迹OB上旋转，因此从该圆形轨迹OB的中心、即旋转中心O到X射线管31的距离及从旋转中心O到检测器32的距离相等。但是，本发明涉及的轨迹未必限定于此，从旋转中心O到X射线管的距离和从旋转中心O到检测器的距离也可以彼此不同。也就是说，X射线管和检测器也可以沿着彼此直径不同的两个圆形轨迹独自旋转。将此时的两个圆形轨迹设为同轴，从设计角度来说是容易的。而且，通过减小X射线管31及检测器32之间的距离，如果假定为相同的X射线量，则可以降低X射线管31照射的X射线的强度。也就是说，X射线强度本身与距离的平方成成比例地衰减，如果是相同的检测器的宽度和像素尺寸，则衰减比例于距离的三次方，因此即使稍微缩短距离，也可以降低所需的X射线强度。这样，X射线管31 与检测器32之间的距离被设计为比以往的全景摄像装置更小的值，能够将X射线管31中流动的电流I抑制为750 μ A程度的值。该电流I的值相当于以往的约1/10以下的值。因此，不需要以往的全景摄像装置的情况下所需的作为放射线管理区域的单独房间(放射线摄影室)，可以将放射线管理区域抑制在X射线管31和检测器32旋转的摄像空间IS内。也就是说，如果可以对治疗中的患者P安装扫描装置10，则可以在治疗的同时(在使患者P不移动而坐在治疗用椅子上的状态下)取得牙列的断层像。当然，随着X射线管电流I的减少，受照量也相应减少，因此不需要熟练技巧，对整体进行粗略的预扫描，接着通过控制头靠来使下巴的角度位于最佳位置而准确扫描治疗部位等，能够进行多种摄影。管焦点、检测器:而且，仅减少X射线管电流I，图像的分解度就会降低，因此不能够生成可供使用的高精细的断层像。因此，在本实施方式中，还需要将X射线管焦点设定为0.25_以下的小的值，并需要使用直接转换型的数字型检测器作为检测器32来高速收集帧数据。正交摄影和独立驱动:另一方面，该X射线口外摄影装置I用断层X射线摄影合成方法来重建沿着被测体颚部的呈马蹄形的牙列的断层面图像。如图3所示，牙列TR的位置并不位于扫描装置10的XY面上的几何学中心0，而是偏向颚部的前侧。并且，颈椎CS作为扫描时的障碍物位于牙列TR的后方。牙列TR本身也会有牙齿和牙齿的重合。因此，按每个X射线照射角度Θ选择了 X射线束XB的路径，以尽量避免映入该重合且避开颈椎CS而经过牙列。当这样选择路径时，在各照射角度Θ中，路径取与牙列TR正交或接近正交的值(还有，“正交”意味着“希望使X射线束穿过牙齿和牙齿之间”，未必意味着90度)。因此，沿着这样的路径的扫描，被称为所谓正交摄影。考虑到这样的观点，例如如图3所示那样设定X射线束XB的路径。该图3表示，将本实施方式所采用的X射线管31、检测器32、被测体P的颚部的牙列TR及沿着该牙列TR的三维(3D)基准断层面SS与X射线束XB的路径在每个X射线照射角度(扫描角度)的位置关系投影在XY面上。所谓三维基准断层面SS，作为基准面而采用的断层面并非单纯的平面，而具有向三维空间的扩展，因此意味着模拟的三维，故这样称呼。而且，所谓“X射线束”是，由X射线管31放射并且由准直器33准直的X射线。X射线束的(路径的)方向(也就是说X射线照射角度)是指，连接X射线管31的X射线焦点与入射到检测器31的检测面的X射线的中心位置(图3中投影到XY面上的中心位置)的线的方向。X射线束的路径的位置及方向被设定为，根据沿着牙列TR的各位置而变化。将该牙列TR投影到XY面时的轮廓(形状)具有个体差异。因此，在本实施方式中，采用了统计上的标准轮廓。该标准轮廓呈大致马蹄形，例如根据文献“R.Molteni，‘Auniversal test phantom for dental panoramic radiography’ MedicaMud1.vol.36, n0.3，1991”也可得知。沿着该轮廓设定有三维基准断层面SS。该三维基准断层面SS为，具有从图示的位置沿着Z轴方向立起的模拟的三维扩展断面(假想面)。在本实施方式中，该三维基准断层面SS是由装置预先准备的。还有，三维基准断层面SS也可以在摄影前从由装置预先准备的多个断层面中选择。也就是说，是作为三维基准断层面SS的固定的断面这一点不变，但能够根据这种选择 动作，也可以使三维基准断层面SS的位置在牙列的纵深(前后)方向的一定范围内变更。采用这样的统计上的标准牙列TR，如图3所示，以无论采用牙列TR的哪个位置，X射线束XB的路径都极力与该轮廓正交、并且X射线束XB的路径极力避开颈椎而通过的方式，来设定各X射线照射角度Θ上的路径的方向(即X射线照射方向)。本实施方式设定了优先避免上述牙齿的重合或作为噪声成分的颈椎影响的X射线束XB的路径。如果从X射线管单元31U及检测器单元32U观察，该X射线照射角度Θ则相当于旋转角度。因此，该角度Θ既是旋转角度，又是X射线照射角度，而且是扫描角度。以下，根据需要灵活地使用该角度Θ。还有，重视了该图3所示的正交摄影的X射线束XB的路径设定法，是指所需路径位置的设定，未必意味着在牙列的各位置上X射线束XB的路径准确地与牙列正交，也不意味着排除上述正交摄影以外的摄影的路径设定。当如上所述要求正交摄影而设定X射线束XB的路径时，由图3可知，在牙列TR的前牙部的中心位置上，X射线管31 (准直器33)与检测器32彼此正对。也就是说，X射线束XB的路径通过环状体12的几何学中心O。但是，随着X射线束XB的路径从前牙的中心位置向左右的白齿部的方向移动，该路径通过从几何学中心O脱离的轨迹。并且，随着向臼齿部的里侧前进，该路径以接近中心O的方式移动。然后，在本实施方式的情况下，该路径再次通过中心O。X射线束XB的路径移动到哪种程度，与扫描范围Φ (例如Φ=190 210度=±85度 土 105度)的设定有关。这样，在本实施方式中，特征还在于，将X射线束XB的路径设定为，与几何学中心O相比更优先作为摄影对象的牙列TR的形状，以能够进行“正交摄影”。作为实现这一点的措施，使X射线管31 (及准直器33)及检测器32能够沿着圆轨迹OB彼此独立地旋转，并且使准直器33能够相对X射线管31移动。浓度不均对策:但是，当实施上述构成时，由于X射线强度低，所以入射到检测器32的每单位时间的光子数变少。因此，当用现有的断层X射线摄影合成方法重建图像时，由于像素浓度低，所以噪声的影响大，而且浓度不均也大。 独自的图像重建因此，在本实施方式中，采用即使在降低X射线的照射强度的情况下，抗噪声性也较高，还同时能够提供反映了结构物的实际大小或形状的高精细的向三维扩展的图像(三维图像)的图像重建法。实施了该图像重建法的处理如后述。 对于放大率的变化的对策另一方面，由于牙列TR不位于环状体12的几何学中心O、使X射线管31及检测器32沿着圆形轨迹OB移动且使正交摄影的摄影优先，按照X射线照射角度Θ的每个值，牙列TR与X射线管31之间的距离发生很大变化。也就是说，扫描牙列时的放大率按照每个X射线照射角度Θ而改变。放大率是指，牙齿的实际的大小与该牙齿的阴影在检测器32的检测面上所形成的投影像的大小的比。使用图4对其进行说明。因此，上述图像处理法还包括排除或降低该放大率影响的处理。 其与图像重建的整体处理一起如后述。.管电流的调整并且，在本实施方式涉及的X射线口外摄影装置中，X射线管31及检测器32虽然沿着具有几何学中心O (固定)的圆形轨迹OB彼此独立地旋转(移动)，但如上所述主要采用正交摄影，因此旋转角度Θ的各个位置上的X射线束XB的路径未必都通过几何学中心O。与其说不通过几何学中心0，不如说优先正交摄影而在设定X射线束XB的路径时不局限于几何学中心O。在一次扫描过程中通过几何学中心O的X射线束XB的路径仅有三处，即通过前牙中心部的I点的路径以及通过左右各臼齿部的I点的路径(参照图3)。为了实现这样的扫描，沿轨迹OB移动的检测器32的旋转角速度V0根据轨迹OB上的位置来控制。因此，例如，如图5所示，检测器32通过某个角度范围A (白齿部的一部分)时的旋转角速度V θ Α，大于通过其它角度范围B(前牙部的一部分)时的旋转角速度V θ Β。在该检测器32的移动中，X射线束XB以一定间隔入射。这意味着，入射到检测器32的X射线的光子数根据轨迹OB的位置而变化。当光子数变化时，重建的全景图像的像素值产生不均(浓度不均)而使画质降低。因此，为了排除或抑制该像素值的不均，根据检测器32在轨迹OB上的旋转位置、即其对方的X射线管31在轨迹OB上的旋转位置，来调整其管电流I。以图5的例而言，与在与其它角度范围B对置的角度范围B’内移动的管电流Ib相比，使在与轨迹OB上的角度范围A对置的角度范围Α’内移动时的X射线管31的管电流Ia相对降低。当将其扩展到整个X射线管21的旋转角度Θ时，旋转角度Θ对管电流I的特性一般如图6那样表示。也就是说，在扫描左右的臼齿部时，与扫描前牙部时相比，提高管电流I的值。还有，管电流I的最大值被设定为不要求上述单独房间(放射线摄影室)的值。如该图8所示的管电流I的补正特性预先存储在后述的ROM的查找表中。还实施该管电流I的每个X射线照射角度的控制。还有，如图3所示，以摄影极力避开颈椎并且具有所需扫描角度Θ的方式设定了X射线束XB的路径，但完全避开颈椎来设定路径是困难的。无论如何都会包括通过颈椎的X射线束XB的路径。因此，在沿着通过颈椎的路径来照射X射线束时，也可以控制管电流I使X射线强度相应地提高。还有，也可以取代上述的调整管电流的方法、或与其一起调整施加到X射线管21的管电压。当提高管电压时，X射线的光子数增加，另一方面，当使其降低时，光子数减少，因此可以发挥与管电流的提高和降低同样的调整功能。 数据收集时间的调整并且，也可以取代该管电流I的控制、或与其一起控制X射线透过数据的收集时间。使用图7 图10说明该概念。在本实施方式的情况下，如图7所示，当假定经过规定时间Ti时，在该时间的过程中，X射线管31沿着轨迹OB移动Xi的距离，检测器32同样沿着轨迹OB移动di的距离。因此，作为数据收集时间的调整，将该规定时间Ti的值决定为检测器32中的光子数的计数大体相同即可。假设没有颈椎等障碍阴影，单纯以与随着X射线管31和检测器32的移动(旋转)的沿着牙列TR的移动距离Si成反比例的速度，使两者移动，以成为Σ C/Si= Σ Ti=整体的收集时间(在此，C为常数)的方式来控制X射线管31及检测器32的移动即可。图8表示该情况。但是，实际上， 需要考虑如图9所例示的、由颈椎或相反侧的下颌骨吸收的因子Ai(I以下的常数)。因此，以成为Σ C/ (Si.Ai) = Σ Ti=整体的收集时间的方式来控制X射线管31和检测器32的移动(旋转)。图10表示该控制的一例。由此，全景图像的横向(也就是说，使X射线束XB扫描的方向)的浓度接近一定值。还有，最好在该浓度不均的调整的同时，如上所述进行全景图像的纵向上的放大率的补正。还有，作为改善图像的浓度不均的方法，说明了改变管电流、改变管电压、及改变数据收集时间这三种方法，但是，可以将这三种方法适当组合(例如三种方法、两种方法)来实施，也可以单独实施任一种方法。准直器的独立控制:在本实施方式中，其特征还在于，控制准直器33的位置及姿势。以下说明其主旨。在本实施方式中，准直器33的位置及姿势，也如上所述根据连接X射线管31和检测器32的线、即X射线照射方向来控制。准直器33的位置是指，如图11 (A)模式表示的那样，准直器33相对X射线管31的、与X射线束XB的方向正交的、沿XY面的方向的位置。而且，准直器33的姿势是指，如该图(B)模式表示的那样，相对X射线束XB的旋转的姿势。这样控制准直器33的位置及姿势的理由是，根据本实施方式中的扫描法以圆形轨迹实现上述全景摄影，检测器和X射线管的位置未必始终在对置位置。这是因为本实施方式中的扫描法基于上述正交摄影。如果X射线管31和检测器32始终正对，则准直器23的位置及姿势为固定状态即可。但是，由图3可知，在牙列TR的除了前牙部的中心及左右的臼齿部侧的各一点以外的、大部分的旋转角度Θ的位置上，检测器32相对X射线管31位于倾斜的方向。也就是说，由于检测器32移动到X射线管31从正面方向P移位了的位置，因此为了使X射线束XB准确地入射到该检测器32的检测面，需要适当控制准直器33的位
置及/或姿势。还有，也可以是，准直器33仅方便地根据X射线管21的旋转角度Θ来控制其位置及姿势中的一方。其它:进一步，本实施方式涉及的扫描装置10具备检测X射线管31及检测器32的旋转位置的旋转传感器36、37、及检测被测体P的颚部在扫描中移动的移动传感器38。旋转传感器36、37也可以根据控制器指令的马达驱动用脉冲信号的脉冲数通过运算来求出。进一步，在后述的R0M56的LUT中，如图12 (A)、(B)所示，作为参照函数预先存储有将使横轴为旋转角度Θ并且使纵轴为旋转角速度VΘ的旋转控制模式。该旋转控制模式为，如上述图3所示，将实现所谓“正交摄影”并且降低全景图像的横向的浓度不均所需要的、X射线管31、检测器32及被测体P的颚部的牙列TR的位置关系，按每个旋转角度Θ规定的参照函数。所以，该参照函数，除了正交摄影所需要的速度控制因子以外，还根据上述浓度不均对策中的、管电流的调整因子及数据收集时间的调整因子中的至少一方的因子来预先规定。图12 (A)规定了 X射线管3 1应采用的每个旋转角度Θ的旋转角速度Ve。根据规定该旋转角度Θ-旋转角速度V0的曲线图，设定为，在旋转角度θ=0度的位置上旋转角速度Ve高，随着从旋转角度θ=0度开始向左右增加角度，旋转角速度Ve降低。还有，由上述图3可知，将旋转角度θ=0度的位置作为基准位置。S卩，在本实施方式中，沿着位于圆形轨迹OB内的牙列TR，设定了三维基准断层面SS (图3中从Z轴方向观察)。在X射线束XB相对该三维基准断层面SS通过牙列TR的前牙部的中心时，该X射线束XB通过圆形轨迹OB的几何学中心O。因此，将通过前牙部的中心及几何学中心O的线的旋转角度Θ规定为9 =0 度。相对于此，图12 (B)规定了检测器32应采用的每个旋转角度Θ的旋转角速度V0o规定该旋转角度Θ-旋转角速度Ve的曲线图设定为，其大小关系画出与上述该图(A)相反或与其接近的轨迹。扫描:进一步，对本实施方式涉及的X射线口外摄影装置I中实施的、用于检查下巴的角度的预扫描、及用于数据收集的主扫描进行说明。.预扫描在该X射线口外摄影装置I中，因一次扫描中患者的X射线受照的量少，因此在收集用于实际诊疗的图像数据(帧数据)的主扫描之前实施预扫描。即使在实施了预扫描的情况下，也可以将患者的X射线受照量抑制得较低。预扫描为，加粗像素尺寸并降低电流、并且高速进行数据收集的扫描。图13表示该预扫描的顺序。将扫描装置10设置在患者的脸、即颚部的周围。由此，以接近患者的下巴周围的状态定位环状体11。在该状态下开始控制器55的控制。
当开始该预扫描时，控制器55首先在步骤SI中，从位置检测器36及37读入位置信息，并运算X射线管31及检测器32在轨迹OB上的位置。其次，控制器55在步骤S2中，判断该运算的位置是否为初始位置，如果不是初始位置，则将该处理转到步骤S3。在步骤S3中，使马达42及52旋转而使X射线管31及检测器32复位到轨迹OB上的预先设定的初始位置。还有，在这种情况下，准直器33相对于X射线管31的位置及姿势被固定在规定位置。另一方面，在步骤S2的判断中，X射线管31及检测器32已在轨迹OB上的初始位置的情况下，控制器55在步骤S4中在监视从操作器61发送来的操作者的操作信号的同时，判断是否开始预扫描并待机。在该步骤S4的判断为“是”、即操作者指令了扫描的开始的情况下，控制器55将该处理转到步骤S5，从R0M56的LUT读取预扫描条件，并执行预扫描。该预扫描条件包括:X射线管31的放射条件(管电压、管电流)、扫描速度(X射线管31、检测器32的旋转速度)、及图像处理中的像素的束数。例如，读取如下的预扫描条件，即与后述的主扫描相比，管电流为1/2、扫描速度为2倍、像素的束数=4。还有，在预扫描的情况下，鉴于其目的，在能够进行图像判读的范围内，允许生成粗像素的二维全景图像或三维断层像(三维全景图像)。因此，在本实施方式中，作为预扫描条件，除如上所述的提高扫描速度并且降低管电流以外的条件，与后述的主扫描同样地执行。也就是说，如后述，设定考虑了管电流的补正、准直器的姿势及位置控制、及扫描范围(旋转角度Θ的范围)=例如210度、实际存在位置的自动焦点化的三维图像处理法(如后述)。但是，预扫描条件也可以未必与主扫描的扫描条件相同，也可以设定以往公知的各种全景图像的处理法。控制器55在步骤S6中再次从位置检测器36及37读入旋转位置信息，并运算X射线管31及检测器32沿着轨 迹OB上的当前的旋转位置。其次，控制器55在步骤S7中，根据该旋转位置判断扫描是否已结束。也就是说，X射线管31及检测器32 —起沿着轨迹OB上、在设定的旋转角度(例如210度)之间移动的同时进行扫描，并判断是否已到达预定的旋转位置的终点。在该步骤S7的判断为“是”、即表示到达终点的情况下，控制器55与上述同样地在步骤S8、S9中使X射线管31及检测器32返回它们在轨迹OB上的初始位置，从而结束扫描控制。相对于此，在步骤S7中为“否”、即X射线管31及检测器32尚未到达它们的终点位置的情况下，使该处理返回步骤S6并反复进行。图像处理器54对这样收集的预扫描的帧数据，适用后述的主扫描时的断层X射线摄影合成方法。由此，虽然如后述，但与主扫描时同样地，考虑对象物的空间的实际存在位置，重建始终沿着注视X射线管的焦点的方向，对焦点进行自动最佳化的三维(模拟的三维)的全景图像。该重建的三维全景图像，在图像上的各个位置上，将邻接的四个像素束成一个来形成全景图像。该全景图像的尺寸被缩小、且为粗的画质，但足够用于牙列TR等的位置确认。使扫描速度为2倍并使管电流为1/2，因此总计X射线量为1/4。由此，X射线受照量也变少。
操作者观察该重建的三维全景图像，进行是否准确捕捉到牙列TR以及下巴(头部)的角度是否准确等的确认。根据需要修正颚部的定位。而且，在该全景图像中映入了颈椎CS，因此为了使来自绕到背后时的X射线管31的X射线束尽量通过颈椎CS之间并成为良好的图像，还修正下巴(头部)的角度。还有，也可以观察重建的三维图像的位置，分析下巴是否已设定在所需三维位置，并控制腮托的角度以自动改变下巴的位置。还有，在通过以往的重建法重建了全景图像的情况下，操作者也可以根据该图像判断颚部的位置，促进位置的修正。.主扫描接着，参照图14说明在控制器55的控制下执行的主扫描的控制。控制器55将预先存储在R0M56中的用于扫描控制的程序从其工作区读取，并依次执行该程序。当开始该程序时，控制器55首先在步骤Sll中，从位置检测器36及37读入位置信息，并运算X射线管31及检测器32在轨迹OB上的位置。其次，控制器55在步骤S12中判断该运算的位置是否为初始位置，如果不是初始位置，则将该处理转到步骤S13。在步骤S13中，使马达42及52旋转而使X射线管31及检测器32复位到轨迹OB上的预先设定的初始位置。另一方面，在步骤S12的判断中，X射线管31及检测器32已在轨迹OB上的初始位置的情况下，控制器55在步骤S14中在监视从操作器61发送来的操作者的操作信号的同时，判断是否开始主扫描并待机。在该步骤S14的判断为“是”、即操作者发出指令开始主扫描时，控制器55将该处理转到步骤S15，从R0M56的LUT读取X射线管31及检测器32各自的参照函数(旋转模式)，并根据该参照函数开始主扫描。该参照函数，如图12 (A)、(B)所示，以横轴为旋转位置Θ并以纵轴为旋转角速度V"控制器55在步骤S16中再次从位置检测器36及37读入旋转位置信息，并运算X射线管31及检测器32沿着轨迹OB上的当前的旋转位置。其次，控制器55在步骤S17中，根据该旋转位置判断扫描是否已结束。也就是说，X射线管31及检测器32 —起沿着轨迹OB在设定的旋转角度(例如210度)之间移动的同时进行扫描，并判断是否已到达预定的旋转位置的终点。在该步骤S17的判断为“是”、即表示到达终点的情况下，控制器55与上述同样地在步骤S18、S19中使X射线管31及检测器32返回它们在轨迹OB上的初始位置，从而结束扫描控制。相对于此，在步骤S17中为“否”、即X射线管31及检测器32尚未到达它们的终点位置的情况下，控制器55转到步骤S20的处理。通过该处理，运算与在步骤S16中检测的X射线管31及检测器32的当前的旋转位置Θ相应的旋转角速度V0。也就是说，控制器55通过参照R0M56的LUT并在如图12 (A)、(B)所示的函数中应用当前的旋转位置Θ，来决定当前应指令的旋转角速度V0。
其次，控制器55在步骤S21中，根据当前的旋转位置Θ运算向X射线管21供给的管电流I。该运算的意图为，如上所述，补正检测器22检测的X射线的光子数的差。还有，如上所述在数据收集时间内能够充分抑制浓度不均的变化的情况下，也可以不执行该管电流I的调整处理。进一步，控制器55在该步骤S22中、利用在上述步骤S20中求出的X射线管31及检测器32的旋转角度Θ，来运算控制准直器33的位置/姿势的指令值。该指令值被运算作为驱动准直器33的驱动部34的驱动信号。这样求出X射线管31及检测器32的旋转速度V、X射线管31的管电流1、以及准直器33的位置/姿势的指令值，因此控制器55在步骤S22中向马达42、52、34及高电压发生装置12指令这些值。由此，X射线管31根据规定管电压V及运算的管电流I从高电压发生装置12接受脉冲驱动信号，生成与该驱动信号相应的强度及光子数的X射线。而且，通过马达42、52的例如脉冲驱动，X射线管31及检测器32彼此以独立的旋转速度沿着轨迹OB移动(旋转)。进一步，在X射线管31及检测器32的各旋转位置上，由X射线管31照射的X射线束通过准直器33以准确地定向为检测器32的检测面的方式被准直。其结果，X射线束XB可以始终可靠地入射到始终检测器32的检测面。此后，控制器55的处理返回步骤S16，上述步骤S16 S23在扫描结束及向初始位置的复位为止反复进行。所以，如图15 (A)所示，在初始位置上的X射线管31及检测器32 (及准直器33)，伴随着其旋转驱动的开始而沿圆形轨迹OB开始移动(图15(B))。在进行该移动的同时，由X射线管31以一定间隔照射X射线。该X射线束XB的路径为专供于预定的正交摄影等的路径，并被设定为尽量与牙列TR正交，并且伴随着X射线管31及检测器32的移动，以绕被测体P的颚部的前侧旋转的方式移动(图15 (C)、(D))。在该移动中当然也执行一定间隔的X射线扫描。不久，当X射线管31及检测器32到达它们的旋转的终点(即210度的扫描结束的位置)时(图15 (E))，结束扫描并返回原来的初始位置(图15 (F))。还有，控制器55还 常时监视移动传感器38的信号，在检测到被测体P的移动的情况下，根据来自操作器61或另外的未图示的应急开关的指示，中止扫描并对此发出警告。由此，在被测体P在扫描中受惊吓而移动时或不慎移动而不能保证画质时等，可以重新进行摄像。三维重建:另一方面，在进行患者的颚部的摄像时，如后所述，执行正确地掌握了摄像空间IS中的牙列的实体位置的三维重建。如图29所述，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。 规定摄像空间的参数的校准在说明摄像前，说明使用了模型的、表示相对于摄像空间中基准断层面的摄像系统的三维结构的、几何学参数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55及图像处理器54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16表示该模型101的局部剖开了的外观。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。该通用模型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16、17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，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18、19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0.6mm。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113A的表面进行例如直径0.6mm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18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19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20 (A)所示描绘在基准面全景图像上。也就是说，根据图20 (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 (O Router)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X射线口外摄影装置I中的重建的基本原理。在该重建中，配对的X射线管31和检测器32的旋转中心RC，大致沿着通过旋转角度θ=0度时的几何学中心O的直线移动(参照图3)。因此，其特征在于，进行考虑了该旋转中心RC的移动量的重建。还有，在该项说明中，将该旋转中心RC的移动简单化，也就是说，未必限于沿着上述直线移动的情况、而以无论如何移动的情况下都能够对应的方式简单化并进行说明。图21 (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21 (A)的例中，示出了旋转中心RC移动的情况。目前，如图21 (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Cp X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21 (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21 (B)的几何关系时,如图22 (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22 (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22 (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) sin Q1...(I)将α Θ i取为补正项M (=a Θ J时，Θ i及χ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.X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27)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23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/AF1、X射线照射角度Θ、角速度曲线Λ θ/AF1、旋转中心.基准断层面距离D、补正项Μ、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/AF1、Θ、Λ θ / Λ F1、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Λ χ/ Λ Fi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 0/八卩1的运算)；处理5 (参数Rs、Rd、BI的运算)；处理6 (参数Λχ/AF1、θ、Λ θ / Λ F1、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55和图像处理器54协作执行的、图23所示的流程图中执行。根据该流程图进行说明。
处理1:控制器55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S31)。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S32)。响应于该指示，控制器55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55通过执行该程序使附带有准直器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射线通过准直器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，而以追踪下述轨迹的方式旋转，该轨迹为，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S33)。处理2:其次，图像处理器54求出增益Λ X/Λ Fi (步骤S34)。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54根据来自控制器55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55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55的指示，来判断校准是简易型还是详细型(步骤S35)。在图像处理器54判断为进行简易型校准的情况下，例如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S36)。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 S37)。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S34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S34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24 (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24 (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24 (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25所示。处理4:接着，图像处理器54运算投影角曲线0=f (Fi )、即角速度曲线Λ θ/AFi (步骤S38)。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S34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26所示。在该图中，投影角曲线0’=f (Fi)表示根据原投影角曲线e=f(Fi)补正了实际照射角度Θ ’的量的曲线。处理5:X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54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S39)。如图27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0.5mm) 而且，使X射线的照射角度Θ为O度。也就是说，由准直器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27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22 (A)、(B)可知，视为补正项M=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+2CI)-B2(D+2CI))/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XZY=Kao …(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27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28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S40)。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 S41)。进一步，在X射线照射角度Θ为O度以外的角度时，由图22 (A)、(B)可知，需要考虑补正项M (不等于O)。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S42)。这样，通过步骤SlO S12，能够运算函数参数Λχ/AF1、θ、Λ Θ /AF1、D、M、(CX、CY)。其次，图像处理器54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S43)。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54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/AF1、Θ、ΛΘ/AF1、D、M、(CX、CY)以印刷或显示的方式进行输出(步骤S44)。在需要这样的输出的情况下，图像处理器54印刷或显示这些值(步骤S45)。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55，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S46)。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，在进行患者的颚部的摄像的情况下，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29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。图像的重建其次，使用图30说明通过控制器55及图像处理器54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55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30，步骤S51)。由此，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的颚部周围旋转，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形式的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54。对三维基准断层面SS，图像处理器54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S52A)。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S52B)。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31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54随后将该基准面全景图像PIst显示在显示器60上(步骤S53)。图32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。并且，在本实施方式的情况下，X射线管31及检测器32 —起沿着物理上相同的圆形轨迹OB旋转，因此重建的基准全景图像PIst的纵向放大率的变化引起的失真大。也就是说，如图33 (A)所例示的那样，基准全景图像PIst的横向的各位置上的放大率K (K1，K2,..., Kn)全部不同。因此，图像处理器54，使用已求出的每个旋转角度Θ的放大率K的值，以该放大率K成为在图像横向的各位置上大致相同的值的方式、将横向各位置上的各列的像素列乘以系数1/Κ (1/Κ1、1/Κ2、...、1/Kn)(步骤S53A)。其结果，如图33 (B)所示，显示的基准全景图像PIst的轮廓本身从矩形状变化为稍微波动的形状，而显示的牙列TR的纵向大小或形状在图像横向的各位置上大致相同。补正了由该放大率的不同引起的纵向失真的基准全景图像PIst的像素值再次被存储到图像存储器53，并被用于此后的显示处理或三维重
建处理。还有，该放大率K也可以使用预先在装置侧准备的值来进行上述补正。在基准面全景图像上的ROI设定:其次，图像处理器54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 (感兴趣区域)(步骤S54)。在此设定的ROI是图像判读人员特别感兴趣的例如矩形的部分区域。当然，ROI也可以不是矩形。还有，该ROI也可以根据通过后述的自动对焦制作的全景图像设定，该处理也后述。当在该步骤S54中判断为“是”时，图像处理器54基于操作者的操作信息在基准面全景图像PIst上设定ROI(步骤S55)。之后，剪切通过ROI设定的部分区域的部分图像，而且例如放大显示该部分图像(步骤S56)。该部分图像例如图34所示，在原基准面全景图像PIst上叠加显示。而且，也可以以所谓模板显示，即将区域排列成规定顺序以将该一个以上的部分图像以上牙、下牙的牙列模式表示。其次，图像处理器54判断是否结束处理。该判断根据是否有来自操作者的规定操作信息来进行(步骤S57)。如果判断为不结束处理时(在步骤S57中“否”)，返回步骤S54中反复上述处理。另一方面，如果能够判断处理结束了时，结束图31所示的处理。另一方面，图像处理器54在步骤S54中判断为“否”时，即判断为不设定ROI时，转到下一个判断。也就是说，根据操作者的操作信息判断是否制作作为主要处理的三维自动对焦图像(步骤S58)。如果判断为也不进行该制作时(在步骤S58中“否”)，与上述相同地、返回步骤S57中判断是否处理结束。
确定最佳焦点的断面位置:对此，判断为制作三维自动对焦图像时(在步骤S58中“是”)，转到步骤S59的子程序处理。在该步骤S59中执行的处理是构成本发明特征之一的处理，是考虑旋转中心RC的位置变化、且沿着总是从各像素注视X射线管31的X射线焦点的倾斜的投影方向DRx，在补正牙列的纵向变形的同时进行的自动确定牙列实际存在位置、形状的处理。图35表示用于确定该实际存在位置、形状的子程序处理。首先，图像处理器54将基准面全景图像PIst (矩形)进行坐标转换以便形成与三维基准断层面SS (弯曲面)平行的弯曲面从而一次制作三维全景图像。然后，从查找表LUT读取每个帧编号Fi的照射角度Θ及旋转中心的位置坐标(CX，CY)的最新值，从该位置坐标(CX，CY)将方向延伸相当于X射线管、旋转中心间距离Rs的长度，对每个X射线照射角度Θ运算X射线管31的位置。然后，决定从制作的三维全景图像的每个像素始终注视X射线管31的X射线焦点的倾斜的投影方向DRx。并且，然后，根据断层面变更的运算求得帧数据并通过将其进行坐标转换而沿着各投影方向DRx投影到三维基准断层面SS上，从而制作该弯曲三维基准断层面SS的投影图像(步骤S151)。该投影图像的像素值存储在图像存储器53中。在此进行的投影，如图36中所说明，沿朝向旋转中心RC (RCU RC2)的位置、即X射线管31的位置的倾斜的投影方向进行。以图25的例子说明，即使是在三维全景图像上的高度方向(Z轴方向)上具有相同位置Pn的像素，也会根据X射线管31位置的不同，而投影到三维基准断层面SS图像上的不同位置SS1、SS2。根据该投影处理制作的投影图像称为三维基准图像PIref。该三维基准图像PIref，在每个基准面全景图像PIst的位置，通过考虑了所述纵向放大率的倾斜方向的投影而制作。原先前牙部的牙齿放大率大，但该放大通过上述投影改正为实际尺寸，另一方面，臼齿部的牙齿放大率小，但该放大也通过上述投影改正为实际尺寸。所以，三维基准图像PIref是以牙齿实际尺寸显示的图像，消除了扫描中由于旋转中心RC移动带来的放大率大小引起的变形。但是，该三维基准图像PIref是假定牙列沿三维基准断层面SS存在时的图像。由于被测体P的实际牙齿沿三维基准断层面SS存在的情况罕见，所以需要进一步进行后述的确定实际存在位置的处理。图像处理器54将该三维基准图像PIref显示在显示器60上，供操作者参照(步骤S152)。图37表示该情况。之后，图像处理器54，在三维基准断层面SS上附加与该面平行的多个弯曲断层面(步骤S153)。图38表示该情况。在该图上，在三维基准断层面SS的投影方向DRx (牙列纵深方向)的前后分别附加有多个断层面。该多个断层面的每个都是，按照三维基准断层面SS由旋转中心 基准断层面间距离D及补正项M补正了的量而相应地部分补正了该面的前后方向的位置的断层面。作为一例，在三维基准断层面SS的前侧以间隔Dl (例如0.5mm)设定有多个断层面SFm SF1，在其后侧以间隔D2 (例如0.5mm)设定有多个断层面SRl SRn。间隔D1、D2可以相同，也可以彼此不同。而且，附加的断层面，可以在三维基准断层面SS的前后各有一张(m、n=l )，也可以在前后任一面上有一张或多张。还有，该假设地附加的断层面SFm SFUSRl SRn的位置数据，与三维基准断层面SS的位置数据一同预先存储在R0M61中，因此通过将这些读取到图像处理器54的工作区，从而实现这种附加。断层面SFm SFl、SS、SRl SRn的高度考虑了投影方向DRx的最大倾斜和牙列高度而适当设 定。而且，每次确定处理时，也可以将附加的断层面位置(间隔D1、D2)及张数互动地进行变更。其次，图像处理器54，与在步骤S151相同地，求得与旋转中心RC的位置坐标(CX，CY)的变化相应的投影方向DRX，并沿着该投影方向DRx，通过断层面变更的运算来求得帧数据并对其进行坐标转换，从而将基准面全景图像PIst分别投影到附加的断层面SFm SFUSRl SRn上(步骤S154)。其结果，制作附加断层面SFm SFUSRl SRn各自的投影图像。这些投影图像的像素值存储在图像存储器53中。在此制作的投影图像称为三维附加图像PIsfm…、PIsfl、PIsrl、…、PIsrn。这些三维附加图像PIsfnr..、PIsf1、PIsr1、…、PIsrn也通过在每个基准面全景图像PIst的位置上考虑了所述纵向放大率的倾斜方向投影而分别制作。如用图39的例进行说明，即使是在三维全景图像上的高度方向(Z轴方向)上的相同位置Pn的像素，也会根据X射线管31位置的不同，分别投影在三维附加图像PIsfnr..、PIsf 1、Plsrl、…、PIsrn上的不同位置。因此，这些三维附加图像PIsfm…、PIsfl、PIsrl、…、PIsrn也是以牙齿实际尺寸显示的图像，是消除了扫描中由于旋转中心RC移动引起的放大率大小导致的变形的图像。但是，这些三维附加图像PIsfnr..、PIsfl、Plsrl、…、PIsrn也是假定牙列分别沿附加断层面SFm SF1、SRl SRn存在时的图像。
还有，这些被制作的多张三维附加图像PIsfm…、PIsf l、PIsrl、...、PIsrn，也可以直接作为三维图像或作为经过坐标转换的矩形二维图像显示在显示器60上。之后，图像处理器54指定三维基准图像PIref、即在三维基准断层面SS上的初始位置P (x，y，z)=P (0,0,0)(步骤S155，参照图40 (A))。结束该步骤后，在三维基准图像PIref中，指定以指定位置P (X，y，z)为中心的一定长度的线段Lc (步骤S156，参照图40(B))。该线段Lc具有相当于2nf(n=l、2、3、…，例如128)像素的长度。还有，线段Lc可以沿弯曲三维基准断层面SS的一部分弯曲，也可以在视为直线的范围内设定。其次，图像处理器54，在被指定的线段Lc (χ,γ,ζ)的图像上下虚拟地附加多根相同长度的线段Ladd (步骤S157，参照图40 (C))。进一步，从图像存储器53中读取分别构成上述线段L及多个线段Ladd的2η个像素各自的像素值Pij,并将其分配给各线段(步骤S58)。该像素值Pij是已经在步骤S151、S154中取得而存储的值。其次，将多个线段L及Ladd对应的像素的像素值Pij彼此相加，求得构成线段Lc(x，y，z)的频率分析用的2"个像素值Pij* (步骤S159，参照图40 (D))。通过该相加，即使在线段L (x, y, z)的原像素值中混入有随机噪声时，也能够减少对该像素值的变化进行后述频率分析时的随机噪声。其次，图像处理器54，分别在附加的三维附加图像PIsfm、…、PIsf 1、Plsrl、…、PIsrn中，确定在上述三维基准图像PIref上目前指定的线段Lc (x, y, z)在通过目前指定的位置P (X，y，z)的投影方向DRx上所对置的线段Lfm Lfl、Lrl Lrn的位置(步骤S160，参照图40 (E))。此时，由于已知线段Lc的目前中心位置P (x，y，z)及其长度，以及扫描中X射线管31的旋转位置，从而能够运算连接线段Lc两端与X射线管31而成的、从Z轴方向观看时呈扇状的X射线照射范围RA。因此，只要指定位置P (x，y，z)，就能够确定位于该X射线照射范围RA内的线段Lfm Lf 1、Lrl Lrn的位置。还有，在三维基准图像PIref上指定位置P (x，y，z)的步骤S160的处理在全部位置指定结束之前反复进行。所以，实际上，从位置发生远近的X射线管31照射的X射线在Hl H2范围(Z轴方向的范围)内以扇形透过假设的断层面SFm SF1、SS、SR1 SRn (图40 (F))。因此，也可以将断层面SFm SFl、SS、SRl SRn本身设定为其高度根据每个扫描方向而变化且彼此平行的大致马蹄形断面。如上所述确定线段Lfm Lfl、Lrl Lrn之后，图像处理器54从图像存储器54读取这些线段的像素值Pij* (步骤siei)。如图40 (E)所示，由于X射线管31是点源，所以X射线照射范围RA呈扇状(从Z轴方向观看时)。因此，线段Lfm Lfl、Lrl Lrn的各像素数自2"个偏离。于是，图像处理器54，为了使附加的线段Lfm LfULrl Lrn的像素数与作为基准的线段Lc (x，y，z)的像素数2n个相同，对线段Lfm LfULrl Lrn的各自像素数乘以与间隔D1、D2相应的系数(步骤S162)。所以，如图40 (G)模式表示，所有线段Lfm Lf1、Lc、Lrl Lrn彼此平行且由相同的2n个像素构成。之后，图像处 理器54对准备的所有线段Lfl Lfm、Lc、Lrl Lrn的像素值变化进行频率分析(步骤S163)。其结果，关于各线段Lfl Lfm、Lc、Lrl Lrn，如图40 (H)所示，能够获得横轴作为频率及纵轴作为傅立叶系数(振幅值)的分析结果。
还有，在该频率分析中使用快速傅立叶变换(FFT)，但也可以使用小波变换。而且，取代这种频率分析法，也可以使用用于描绘边缘(edge)而进行一阶微分运算的索贝尔滤波器进行等价处理。使用该滤波器时，可以将作为边缘最大的断层面位置视为最佳焦点位置。其次，从对所有线段Lfl Lfm、Lc、Lrl Lrn的频率分析结果消除噪声(步骤S164)。在图41中，例示出对一个线段的频率分析特性。去除分析的最高频率的一定范围区域的频率成分系数，而采用其余高频成分系数。其理由是，由于最高频率侧的一定范围区域的频率成分是噪声成分。进一步，图像处理器54，按照每线段对各自线段的频率分析特性系数进行平方和，同时将其平方和的值作为纵轴，且作为将以投影方向DRx贯穿初始位置P (x，y，z)=P(0，0，O)的多个断层面SFm SFl、SS、SRl SRn位置作为横轴的曲线(profile)进行运算(步骤S165)。图31表示该曲线的一例。在该图中断面位置是指，多个断层面SFl SFm、SS、FRl FRn的投影方向DRx (牙列纵深方向)的位置。在图43中，例示出了物质为搪瓷、海绵骨、空气、咬合块时多种曲线PR1、PR2、PR3、PR4的典型图案。假设，在通过目前指定的位置P (X，y, z)的投影方向DRx的任何位置上存在搪瓷物质、即牙齿时，该曲线PRl具有尖锐的顶点。而且，在这种投影方向DRx上存在海绵骨时，该曲线PR2形成缓坡凸曲线。同样地，在这种投影方向DRx上只存在空气时，该曲线PR3形成表示不具有确定顶点趋势的曲线。进一步，在这种投影方向DRx上存在咬合块时，该曲线PR4具有两个尖锐的顶点。其中，相当于投影方向DRx内侧(X射线管侧)的顶点表示有关搪瓷物质的顶点，而相当于外侧(检测器侧)的顶点表示有关咬合块的顶点。如图43所示的表示曲线PRl PR4图案的数据，作为参照曲线，例如作为参照表预先存储在R0M61 中。于是，图像处理器54使用这种参照表，确定在通过目前指定的位置P (X，y, z)的投影方向DRx上的有关牙齿的 最佳焦点位置(步骤S166)。也就是说，利用图案识别技术判断在前面的步骤S165中求得的曲线属于参照曲线PRl PR4的哪一个。首先，求得的曲线为参照曲线PR2、PR4时，从处理对象中排除。另一方面，求得的曲线属于参照曲线PRl(搪瓷)时，认为该顶点断面位置、即多个断层面SFl SFm、SS、FRl FRn中的任一位置为最佳焦点而进行确定。进一步，求得的曲线属于参照曲线PR4时，认为其内侧(X射线管侧)顶点断面位置(搪瓷位置)、即多个断层面SFm SF1、SS、FR1 FRn中的任一位置为最佳焦点而进行确定。根据这些位置确定处理来确定位于当前指定的位置P (x，y，z)上的牙齿部分实际上位于纵深方向的哪个位置。也就是说，在沿三维基准断层面SS上的三维基准图像PIref上描绘的牙齿部分，实际上可能存在于该断层面SS的前侧，或也可能存在于后侧。其实际存在位置通过上述确定处理来正确确定。换言之，假定位于三维基准断层面SS上而描绘出的三维基准图像PIref的牙齿部分，通过上述确定处理，移位到实际存在位置。其结果，如图44 图47所示，随着每指定一次位置P (x, y，z)，在三维基准断层面SS (三维基准图像PIref)上的位置Pl移位到Plreal (或P2移位到P2real )。特别是，设定在多个附加断层面SFm SFUFRl FRn上的线段Lfm Lf 1、Lrl Lrn的位置，考虑了投影方向DRx的斜角Θ而设定。所以，被移位的位置Plreal，与斜角Θ小时(参照图45 (A)、图46 (A))相比，在斜角Θ大时(参照图45 (B)、图46 (B))更低。因此，该移位位置Plreal，已补偿了倾斜的X射线照射角度Θ、即放大率大小引起的变形。还有，如图47所示，当牙齿沿三维基准断层面SS实际存在时，Pl=Plreal,所以假定存在有牙齿的三维基准断层面SS作为实际存在位置而确定。此时被视为进行了移位量=O的移位。图像处理器54，在步骤S165中，将这些确定的表示牙齿实际存在位置的数据按照每个位置P (X，y，z)存储在工作区。这样，确定(过滤)经过在三维基准图像PIref (即三维基准断层面SS)上目前指定的位置P (X，I, Z)、即当前情况下最初指定的初始位置P (0，0，0)的纵深方向上是否存在牙齿的一部分(搪瓷)，以及这种牙齿的一部分存在时，结束在其纵深方向上的最佳焦点位置的确定。这些结束后，例如图48所示，图像处理器54判断关于在三维基准图像PIref上预先设定的所有判断位置P是否结束了上述确定处理(步骤S167)。该判断，通过判断当前处理的位置P (X，y, z)是否为最终位置P (p，q, r)来进行。该判断为“否”，即关于所有判断位置P的确定处理未结束时，图像处理器54使该判断位置P (X，y，z)移位一个层(步骤S168)，而且将该处理返回至所述步骤S155中，反复上述一连串的确定处理。还有，如图48所示，多个判断位置P沿三维基准图像PIref (即三维基准断层面SS)以规定间隔二维地预先配置。在该图的例中，沿三维基准图像PIref的纵轴方向i及横轴方向j隔着纵横相同的规定间隔d而配置。但是，该规定间隔d也可以分别在纵轴方向i及横轴方向j彼此不同。在步骤S168的处理中，移位方向也可以是沿三维基准图像PIref的纵向、横向以及对角线方向的任一方向。如图48所示，也可以很规则地反复进行沿三维基准图像PIref的纵轴方向i移位后向横轴方向j移位又沿纵轴方向i移位(参照图的标识SC)。与此相反，也可以反复进行向横轴方向j移位后，向纵轴方向i移位。进一步，也可以向对角线方向移位。另一方面，当关于所 有多个判断位置P的上述一连串判断结束时，在所述反复判断中所述步骤S167中的判断为“是”。也就是说，在三维基准断层面SS的纵深方向上的每个判断位置P的最佳焦点断面位置的检测(包括判断有无最佳焦点位置)处理结束。此时，转到最佳焦点断面位置的结合处理上。结合最佳焦点断面位置的处理:当在上述步骤S167中判断为“是”时，图像处理器54读取在步骤S165中确定并存储的表示最佳焦点断面位置的数据(步骤S169)。该断面位置的数据是分别经过判断位置P(x，y，z)的投影方向DRx的位置。图49模式表示该情况。在该图中，黑圆表示三维基准图像PIref (三维基准断层面SS)的判断位置P (x，y，z)。在此，以(i，j)表示弯曲三维基准图像PIref的纵向及横向。在图49中，如白圆所示，例如，对于1、j=0、0的判断位置P(xQQ，Yoo^oo)的最佳焦点断面位置是向内侧(X射线管侧)靠近一个层的断层面SRl的位置，对于其旁边的1、j=0、l的判断位置P(X(11，y01, Z01)的最佳焦点断面位置是向内侧再靠近一个层的断层面SR2的位置，对于其旁边的1、j=0、2的判断位置Ρ(Χ(Ι2、^2、Ζ(Ι2)的最佳焦点断面位置是向内侧进一步靠近一个层的断层面SR2的位置等等。还有，图49为了便于看图，示出了在Z轴方向(纵向)的一个位置上的步骤S168，但是在该Z轴方向的其它位置上也分别进行步骤S168的处理。
其次，图像处理器54进行消除噪声的处理(步骤S170)。在图49的例中，例如假设对于图像纵横方向位置1、j=0、3的判断位置P(X(I3、y03> z03)的最佳焦点断面位置是向外侧(检测器侧)再靠近m个层的断层面SFm的位置。这种情况下，图像处理器54对断面位置彼此之差进行例如阈值判断，从而视为噪声、属于异常。此时，进行如下处理，例如进行平滑化使相邻断面之间的位置数据平滑连接，并且置换成该平滑化的新位置数据，或选择性地使接近检测器外侧的数据优先等。还有，也可以不必进行通过这种置换的补偿，而只将异常数据从处理对象消除。该异常数据排除中当然也可加入Z轴方向数据的异常。之后，图像处理器54，结合消除噪声的位置(即搪瓷位置)，将该结合位置的数据进行三维的平滑，制作追踪搪瓷部分的形状的表面图像(步骤S171)。进一步，该图像处理器54，将该表面图像，作为其所有部位自动进行了最佳焦点处理的三维全景图像、即三维自动对焦图像PIfocus以规定视角显示在显示器60上(步骤S172)。由此，如图50所示，能够提供以规定视角观看的、沿被测体P 口腔部的牙列构造体最清晰可见的轮廓形成的三维自动对焦图像PIfocus。在该图中，弯曲的马蹄形范围S是用于显示三维自动对焦图像PIfocus的范围，实线部分表示牙列实际位置及形状。也可以用如下方法，如A-A’线及B-B’线所示，牙茎(牙槽骨)部分或下颌窦、鄂关节、颈动脉等，保持自牙齿(主要是搪瓷)端部具有一定距离的断层距离，从而制作断层面进行三维断层面投影。此时，不能保证这些部位处于最佳焦点，但作为三维全景图像，可重建为无不适感的图像。当然，这些部位也可以在计算最佳焦点面的方面下功夫，根据诊断目的也可以采用直接计算而使用的方法。这样，三维自动对焦图像PIfocus沿牙列弯曲的同时，其表面凹凸不平，通过该“凹凸不平”以像素浓淡来表示每个牙齿实际位置及其形状(轮廓)。其它部分也可以以无不适感的图像表现。这样制作表示每个被测体P的牙列实际存在位置、形状的三维自动对焦图像PIfocus。
各种显示处理:之后，图像处理器54向操作者提供以其它方式观察该三维自动对焦图像PIfocus的机会。也就是说，图像处理器54基于来自操作者的操作信息判断是否以其它方式互动显示该三维自动对焦图像PIfocus。作为其一例，图像处理器54判断是否需要观察三维自动对焦图像(三维全景图像)PIfocus的部分区域(图31，步骤S60)。在该步骤S60中判断为“是”时，进一步基于来自操作者的操作信息来判断观察该部分区域是在三维基准断层面SS上进行，还是在基准面全景图像的矩形面(二维)上进行(步骤S61)。如果在该步骤S61中判断为使用三维基准断层面SS时，图像处理器54将三维自动对焦图像PIfocus沿通过每个像素的投影方向DRx重投影在三维基准断层面SS上(步骤S62)。图51表示该重投影的情况。该重投影通过次像素方法执行，该次像素方法，例如用次像素区分对应的三维像素并重投影三维基准断层面的一个像素。向该三维基准断层面SS的重投影图像，作为三维参照图像PI一_3D，显示在显示器60上(步骤S63)。图52表示该三维参照图像PIpMj_3D的一例。另一方面，如果在步骤S61中判断为使用基准面全景图像PIst的矩形面时，图像处理器54将三维自动对焦图像PIfocus重投影在该矩形面、即基准面全景图像的面上(步骤S64)。该重投影也通过众所周知的次像素方法执行，将用次像素区分对应的三维像素并重投影标准全景图像面的一个像素。图53表示该重投影的概念。该重投影图像作为二维参照图像PIpMj-2D，显示在显示器60上(步骤S65)。图54表示该二维参照图像PIpMj-2D的一例。然后，操作者在该三维参照图像PIpMj_3D或二维参照图像PIpMj-2D上设定所要的例如矩形的ROI (感兴趣区域)(步骤S66，参照图52及图54)。被该ROI指定的部分区域的图像例如被放大，例如重叠显示在当前显示的三维参照图像PIpMj-3D或二维参照图像PIproj-2D上(步骤S67)。当然，该显示可以是与全景图像不同的单独图像，也可以是与该全景图像的分屏显示，还可以是模仿牙列的、由多个区域形成的一个模板中的显示。之后，图像处理器54根据操作信息判断这种一连串处理是否结束(步骤S68)，该判断为“是”时将处理返回至所述步骤S67中。与此相反，“否”时将处理返回至步骤S60中并反复进行上述处理。另一方面，在所述步骤S60中判断不观察部分图像时，图像处理器54互动判断是否旋转、移动及/或放大、缩小显示目前显示的三维自动对焦图像PIfocus (步骤S59)。如果该判断为“是”时，根据指令信息，对三维自动对焦图像PIfocus进行旋转、移动及/或放大、缩小，并显示该图像(步骤S70、S71)。之后，处理转到步骤S68，并反复进行与上述同样的处理。当然，显示方式的种类并不限定于上述方式，例如可以采用彩色化等其它各种方式。当操作者指示结束处理时，图像处理器54通过步骤S68、S57来结束这种处理。还有，也可以在进行上述步骤S66中的设定处理后，不必进行步骤S67中的显示处理，而转到步骤S69中的处理。 此时，设定的ROI与旋转、移动、放大、缩小的图像一同在步骤S71中显示。如上所述，根据本实施方式，通过三维地掌握全景摄像空间的构造，可以三维地表现投影方向。从而，只要焦点聚焦在全景图像上，则三维表现的图像不产生变形，可以准确地构筑全景摄影图像。由此，可以与位置确定良好与否无关地更稳定地显示全景图像，并且还可以用整个全景图像制作清晰的图像。本X射线口外摄影装置I的扫描如以上述方式执行。因此，X射线管31及检测器32可以在沿着接近被测体的轨迹OB移动的同时，用X射线束XB扫描牙列TR。在本实施方式的情况下，作为一例，牙列TR的前牙部的中心部的位置与检测器32之间的距离为54mm，较为接近。进一步，X射线管21和检测器32之间的距离，即使在通过轨迹OB的几何学中心O的X射线束XB的路径中也是300mm，其它X射线束的路径的长度比其更小。因此，即便使X射线管21的管电流成为500 μ A程度的值，也能够充分摄像。该管电流为以往的1/10以下的值。因此，被测体P的X射线受照量显著变小。放射线管理区域限定在扫描装置10形成的摄像空间的内部。也就是说，扫描装置10、具体地说、轨迹体12的外侧脱离放射线管理区域的规定，因此牙医可以直接站在扫描装置10的旁边进行摄像。也就是说，放射线管理区域限定在更窄的范围。这样，可以将放射线管理区域形成为，与以往完全不同地抑制在扫描装置10的内侧即非常窄的范围内、省空间且紧凑。然后，可以在使患者坐在治疗椅子上状态下，在治疗中摄影其牙列的全景图像。因此，对牙医来说，使用便利性非常优良。进一步，根据上述本申请独自的三维地高精确度地检测对象物的实际存在位置、形状的处理，可以提供与以往的X射线口内摄影装置等同或其以上的高分解度的全景图像。当然，为了慎重，也可以在摄像时用X射线屏蔽板覆盖扫描装置10，但这不是必须的。如上所述，可以用比以往少的X射线量进行摄像，因此即使在执行多次扫描的情况下，距X射线受照的允许量也具有余量。所以，进行预扫描而事先搜索感兴趣部位，此后，还可以部分地详细扫描该感兴趣部位。患者也可以通过患者用显示器诊断该情况，医生也可以使用患者用显示器进行说明并治疗。这样，可以将放射线管理区域抑制在扫描装置这一小空间内，从而实现省空间化，在使患者坐(躺)在治疗椅子上的状态下，在治疗中摄影其牙列的全景图像。因此，可以提供使用便利性优良、且具有足够取代X射线口内摄影装置的程度的高分解度的三维全景图像。安装例:以上说明的X射线口外摄影装置1，具体地说，可以以各种方式设置。例如也可以是，如图55所示，经由臂201将扫描装置10固设或可拆卸地安装在治疗椅子的靠背上。患者坐在治疗椅子上的状态下，安装从上方吊持的扫描装置10。在该图55的安装例中，进一步还通过放在患者P的肩上的肩衬垫202支承扫描装置10。由此，患者P的颚部的定位也变得更容易。臂201安装在带有小脚轮的柱202上，在该柱202上安装有计算机11及触屏式的显示器60及操作器61。作为该图55的安装例的变形，也可以是将扫描装置10本身通过肩衬垫或头部衬垫单独设置在患者的肩或头部的状态下进行摄像。进一步，如图56所 示，可以将扫描装置10固定地或可拆卸地安装在牙科用的治疗椅子的头靠部分上。进一步，由美国专利第5428660号可见，也可以构成为，在作为分体的臂装置204的前端安装扫描装置10，在摄像时，能够将该扫描装置10定位在坐在治疗椅子上的患者P的头部周边。该例如图57所示。另一方面，在本实施方式中例示了使用圆形的环状体21形成圆形轨迹OB的扫描装置10，但提供轨迹OB的部件的形状未必需要是圆形。例如，也可以是椭圆形，还可以是具有曲线的一部分的各种形状。进一步，考虑到扫描的角度范围，也可以不连接环状体21的一部分，而呈开放状。可以从该开放口将电源或控制所需要的软线连接到内部的电路。而且，作为改善图像的浓度不均的方法，也可以在重建了图像后的处理中实施。例如，也可以沿着基准全景图像PIst的横向的各像素列乘上平滑的加权系数。而且，可以使用本实施方式涉及的模型来校准摄像空间的结构分析及三维图像重建所需要的放大率等各种参数。另一方面，也可以不使用模型，而直接简便地使用作为必要的参数而预先设计的设计值。可是，本发明涉及的放射线摄像装置，并非限定于如上所述在牙科用X射线口外摄影装置中实施，也可以作为使用断层X射线摄影合成方法来三维地掌握对象物的实体形状(位置)的装置。
第二实施方式接着，参照图58 图68说明本发明的第二实施方式涉及的X射线断层像摄影装置。还有，对本实施方式涉及的X射线断层像摄影装置的构成要素中与上述第一实施方式相同或等同的构成要素赋予相同符号，并简化或省略其说明。本实施方式涉及的X射线断层像摄影装置，具有用于基于断层X射线摄影合成方法的断层像摄影(全景摄影)的构成，并且，具有在维持其构成的状态下、根据手术者的要求而切换为基于CT (Computed Tomography)法的断层像摄影(X射线CT摄影)并实施该X射线CT摄影的功能。也就是说，能够提供具有I台2用的功能的复合系统。如图58所示，该X射线断层像摄影装置300具备扫描装置301和主体机壳302。扫描装置301具备能够彼此独立地旋转的第一、第二的两条臂311、312。在该第一、第二臂311、312的前端部，分别以与同一条臂交叉的方式安装有X射线管单元31U及检测器单元32U。因此，通过第一、第二臂311、312、X射线管单元31U及检测器单元32U，图示那样地形成L字状的两个臂部能够绕通过旋转中心O的中心轴CA的周围旋转。通过该旋转而在两个臂部之间形成的空间作为摄像空间IS。将躺在床或牙科用椅子上的状态下的被测体P (患者)的颚部定位在该摄像空间IS中。还有，将中心轴CA的方 向作为直角坐标系的Z轴，沿着该Z轴定位被测体P的头部，因此将该Z轴称为体轴方向。X射线管单元3IU和检测器单元32U —起将被测体P的颚部夹在中间彼此正对或倾斜对置。在X射线管单元3IU中，与第一实施方式同样地，设置有X射线管31及准直器33。而且，在检测器单元32U中，与第一实施方式同样地，设置有X射线检测器32A。第一及第二臂311、312各自的另一端被同一个支承部320可旋转地支承，并且均能够绕中心轴CA的周围旋转。该支承部320安装在带有小脚轮的主体机壳302上。主体机壳302在其内部具备上述计算机11及高电压发生装置12，而且为了与手术者的互动的对话，在其外部具备显示器60及操作器61。进一步，在X射线管单元3IU中内置有X射线管31和准直器33，在检测器单元32U中内置有检测器32A。因此，由X射线管31放射的X射线被准直器33缩小其照射视野，并透过被测体P的颚部。该透过X射线由检测器32A检测。所以，在全景摄影模式及CT摄影模式的任一模式中，X射线管31及检测器32A成对地绕被测体P的颚部的周围旋转的同时(但是，X射线管31及检测器32A的旋转彼此独立地被控制)，通过X射线扫描颚部。也就是说，通过同一扫描装置301就可以进行全景模式及CT模式的摄影。但是，为了通过同一扫描装置301且不改变其几何关系(从旋转中心O分别到X射线管31 (的X射线管焦点)及检测器32A (的检测元件)的距离)地执行全景摄影模式和CT摄影模式，而稍微加长了从旋转中心O到X射线管31的距离。也就是说，从旋转中心O到检测器32A的距离rl例如为15cm，而从旋转中心O到X射线管31 (的X射线管焦点)的距离r2例如为21.5cm。其结果，如图59模式表示的那样，在旋转中心O的周围，检测器32A沿着第一圆轨迹OBl旋转，而且X射线管31沿着直径比第一圆轨迹OBl大的第二圆轨迹0B2旋转。具有这样两个圆轨迹OB1、0B2这一点，与X射线管31及检测器32均在相同的圆轨迹OB上旋转的第一实施方式不同。还有，也可以将使用这样的两个直径不同的圆轨迹0B1、0B2的扫描装置的构成应用于在上述第一实施方式中说明的X射线口外摄影装置。进一步，为了使同一扫描装置301兼具全景摄影模式和CT摄影模式，而进行准直器33对照射视野的控制、检测器32A的姿势变更、X射线管31和检测器32A向被测体P的体轴方向Z的移动、以及扫描装置301本身相对被测体颚部的位置变更。这些特征事项与后述的动作说明相关联地适当说明。将相对于X射线管31的管电压设定为例如70kV、将管电流设定为例如900 μ A 1.3mA，与第一实施方式同样地，放射线管理区域被限定在扫描装置301形成的摄像空间IS的内部。在此，对检测器32A进行说明。检测器32A与第一实施方式同样地，由将X射线直接转换为数字电量的半导体检测器构成。在本实施方式中，通过将该半导体检测器模块化、并将多个(17个X4个)模块MJ排列成二维状，如图60 (a) (b)所示，具有纵向长的矩形状的有效视野(X射线入射的有效区域)。例如，提供图60 (a)中的纵向(第一方向)L0N=14.2cm、横向(第二方向)LAT=3.2cm的有效视野F32。多个模块MJ被收纳于箱状的外壳 32b。对该检测器32A，按照每个摄影模式执行准直器33的开口控制及模块MJ的屏蔽处理。在全景摄影模式时，通过上述屏蔽处理和准直器33的开口的缩小，如图61所示，例如能够设定细的狭缝状的有效视野Fpano。该有效视野Fpano为纵向L0N=10cm、横向LAT=0.6cm。还有，如图61的假想线KS所示那样，也可以通过准直器33设定进一步缩短了纵向LAT的尺寸的有效视野Fpano-s。该 短的有效视野Fpano-s能够应用于希望主要摄影颚部的上下的牙列的情况。另一方面，在CT摄影模式时，检测器32A与全景摄影模式时相比，横向放倒(旋转)大致90来使用。也就是说，作为横向长的检测器32A使用。此时，也通过上述屏蔽处理和准直器33的开口的缩小，如图62所示，例如能够设定狭缝状的两种有效视野Fct-f和Fct-p。该有效视野Fct-f适用于对颚部的牙列整体进行CT摄影的情况，具有横向(图62中的纵向L0N) 14.2cm、纵向(该图中的横向LAT) 3.2cm的尺寸。另一方的有效视野Fct-p适用于对牙列的一部分(例如前牙部、左白齿部或右白齿部等)进行CT摄影的情况，具有横向(纵向L0N) 7.1cm、纵向(横向LAT) 3.2cm的尺寸。还有，在CT摄影模式时放倒(旋转)检测器32A的角度，也可以未必是90度或大致90度的角度，鉴于检测器的有效视野的形状，也可以是，放倒成相对于全景摄影模式时的检测器的长度方向倾斜地交叉。总之，在CT摄影模式时，为了加宽照射视野来提高扫描的效率，只要可以在体轴方向上确保一定宽度以上的视野(像素区域)即可。该检测器32A兼用于全景摄影模式和CT摄影模式。因此，在从全景摄影模式转到CT摄影模式的情况下，需要使检测器32A旋转约90度。该情况如图63所示。因此，在检测器32A的外壳32b上，在X射线入射面的相反侧设置有旋转轴32c，并能够以该旋转轴32c为中心手动地或根据模式变更的指示自动地旋转。旋转轴32c位于检测器32A的长度方向的中心。而且，牙科用CT摄影，仅将检测器32A放倒(旋转)90度是不充分的。也就是说，需要进行i )X射线管31及检测器32A沿体轴方向Z的移动， )将检测器32Α放倒(旋转)90度，iii )检测器32A向体轴方向Z的滑动，iv )扫描装置301沿体轴方向Z的移动，及，V )扫描装置301沿与体轴方向Z正交的面向左侧或右侧的移位等位置调整。这些位置变更起因于牙列的全景摄影中的几何关系的特殊性及X射线CT摄影所需要的定位。在牙列的全景摄影中，这在第一实施方式中并未特别提及，但在X射线路径的设定时需要始终意识到头部存在颈椎CS (参照图64)。为了使X射线尽量透过颈椎CS的骨头和骨头之间并入射到牙列TR，而考虑了这些骨头之间的间隙的倾斜。因此，进行了 X射线管相对牙列的定位及准直器的开口控制，以使由X射线管照射的X射线的路径成为稍微视线上移。图64示意性地表示该情况。所以，在转到了 CT摄影的情况下，仅使该检测器32A单纯旋转约90度，在体轴方向Z上旋转中心O的位置和牙列TR的位置会偏离。因此，当转到CT摄影时，在体轴方向Z上，使配对的X射线管31和检测器32A的位置提高规定距离Hl (例如5cm)，也就是说，向头部侧移位规定距离Hl。由此，牙列TH和旋转中心O在体轴方向Z上的高度几乎一致。在CT摄影中，接着，以检测器32A的旋转轴32c为中心使检测器32A放倒(旋转)约90度，从而使纵横的关系逆转。此后，仅使检测器32A在体轴方向Z上下降规定距离H2(例如4.3cm),也就是说，向从头部离开的方向移位规定距离H2。由此确定相对于CT摄影的、扫描装置301中的检测器32A的初始位置。而且，在CT摄影中，扫描装置301在体轴方向Z上的移动及扫描装置301沿与体轴方向Z正交的面向左侧或右侧的移位是必要的。这些移动是在摄影被测体P的牙列的部分时有效的位置微调整。在本实施方 式中，作为部分牙列的CT摄影而准备了前牙部摄影模式、左白齿部摄影模式及右白齿部摄影模式。在前牙部摄影模式时，使扫描装置301本身向体轴方向Z的头部侧移动规定距离H3 (例如3cm)。而且，在左白齿部摄影模式时，从被测体P观察时使扫描装置301本身向左侧平行移动规定距离H4 (例如3cm)。相反，在右臼齿部摄影模式时，从被测体P观察时使扫描装置301本身向右侧平行移动规定距离H4 (例如3cm)。因此，在该左白齿部、右白齿部的摄影模式，尽管是同一面，但旋转中心O的位置向左侧或右侧平行移动规定距离H4。通过该移动，左白齿部或右白齿部的位置更接近旋转中心O0还有，使扫描装置301移动，可以是按照字面意思使主体机壳302所支承的扫描装置301移动的结构，也可以是仅使扫描装置301的支承部320支承的第一及第二臂311、312移动。上述扫描装置301沿着体轴方向Z及与其正交的面的移动、X射线管31及检测器32A向体轴方向的移动、检测器32A绕旋转轴32b的旋转、以及检测器32A沿体轴方向Z的移动，通过旋转移动机构来进行。作为该旋转移动机构，包括能够使支承部320沿上下方向及水平面内的纵横向移动的机构Ml、及位于支承部320上并使第一、第二臂311、312能够绕中心轴CA彼此独立地旋转的机构M2。进一步,上述旋转移动机构包括:位于第一臂311的内部并使X射线管单元31U能够在沿中心轴CA的方向移动的同时，能够绕与中心轴CA平行的轴自转的机构M3 ;及位于第二臂312的内部并使检测器单元32U能够在沿中心轴CA的方向移动的同时，能够绕与中心轴CA平行的轴自转的机构M4。这些机构Ml M4经由未图示的驱动器而在控制器55的控制下被驱动。接着，参照图65 图66说明由控制器55执行的、与从全景摄影转向CT摄影的处理。还有，该处理为，从全景摄影的状态响应操作者的希望而转到CT摄影。该X射线断层像摄影装置300采用了如下设计构思:尽管具有全景摄影及CT摄影这两个功能，但以全景摄影的功能为基本，并在其上附加地具有CT摄影的功能。因此，说明与从全景摄影转向CT摄影的处理。但是，也可以同等地具有全景摄影和CT摄影这两个功能，在用户起动X射线断层像摄影装置300的时刻选择两摄影模式的某个。还有，在从CT摄影模式返回全景摄影模式时，只要在控制器55的指令下、以与图65中说明的顺序相反的顺序使X射线管31及检测器32A返回全景摄影的初始位置即可。在图65中，控制器55在步骤S201中根据操作者经由操作器61发出的指令信息判断是否指令了 CT摄影模式。如果该判断为“是”，则相当于指示了牙列整个区域CT摄影模式或部分牙列CT摄影模式的某个，因此先执行步骤S202 S204的共通处理。首先，控制器55使配对的X射线管31及检测器32A沿着体轴方向Z向头部方向移动规定距离Hl (例如5cm)(步骤S202)。接着，控制器55使检测器32A旋转90度而成为横向(步骤S203)。接着，使检测器32A沿着体轴方向Z在体轴方向Z上下降规定距离H2(例如4.3cm)(步骤S204)。还有，图64的假想线表示了图66 (d)的状态。接着，控制器55在步骤S205中根据来自操作者的操作信息判断CT摄影模式是否为牙列整个区域CT摄影模式。在该判断为“是”、即为牙列整个区域CT摄影模式时，在步骤S206中，调整准直器33的开口而使X射线的照射视野与检测器32A的X射线入射面的有效视野Fct-f —致。其次，控制器55在步骤S206中，根据来自操作者的操作信息，对扫描装置301在体轴方向Z上的位置进行最后的微调整，从而确定摄影位置。该调整可以手动也可以自动进行。进一步，在步骤S208中设定施加到X射线管31的CT摄影用的管电压及管电流，并转到步骤S209。在此，指 令扫描并进行数据收集。该步骤S209的处理将在后面详述。在上述步骤S205中判断为“否”时，指令了部分牙列CT摄影模式。所以，控制器55根据来自操作者的操作信息，判断指令了前牙部CT摄影模式(步骤S210)、指令了右臼齿部CT摄影模式(步骤S211中“是”)、还是指令了左白齿部CT摄影模式(步骤S211中“否”)。在指令了前牙部CT摄影模式的情况下，在步骤S212中，使扫描装置301向体轴方向Z的头部侧移动规定距离H3 (例如3cm)。在指令了右白齿部CT摄影模式的情况下，转到步骤S213，从被测体P观察时使扫描装置301本身向右侧平行移动规定距离H4 (例如3cm)。相反，在指令了左白齿部CT摄影模式的情况下，转到步骤S214，从被测体P观察时使扫描装置301本身向左侧平行移动规定距离H4 (例如3cm)。当对这些部分CT摄影的扫描装置301的位置微调整完成时，控制器55使该处理进入到步骤S215，以调整准直器33的开口，从而使X射线的照射视野与虚拟地设定在检测器32A的X射线入射面上的部分有效视野Fct-p —致。此后，执行上述步骤S208、S209。还有，也可以构成为，由操作者手动进行上述处理中与步骤S202、S203、S204、S212、S213及S214执行的处理等同的操作。而且，上述距离H1、H2、H3、H4为基于被测体的体格、特别是前额部(包括牙列)的统计上的尺寸的微调整量，操作者每次可以鉴于被测体的体格而增减这些量。接着，参照图66说明CT摄影模式中的数据收集。控制器55首先在步骤S251中，将配对的X射线管31及检测器32A定位成在初始位置上彼此正对。当该定位完成时，通过步骤S252、S253的处理，使第一及第二臂311、312绕中心轴CA向右(或向左)旋转例如规定角度范围Qct (+210度或-210度)，并且在该旋转的过程中收集检测器32A检测到的透过X射线的每个规定周期的帧数据，并将该帧数据临时存储在缓冲存储器52中。其次，当第一及第二臂311、312到达预先规定的角度范围Θ ct的终点位置时，控制器55在步骤S254中使它们的旋转停止。其次，在步骤S255中，使配对的X射线管31及检测器32A、即第一及第二臂311、312沿体轴方向Z向胸部侧移动规定距离H5(例如19mm)。此后，通过步骤S256、S257的处理，使第一及第二臂311、312绕中心轴CA从上述终点位置向初始位置向右(或向左)旋转规定角度范围9ct (-210度或+ 210度)，并且在该旋转的过程中、收集检测器32A检测到的透过X射线的每个规定周期的帧数据，并将该帧数据临时存储在缓冲存储器52中。这样执行规定角度Θ ct的往路扫描、规定距离H5的体轴方向的移动、及规定角度Θ ct的往路扫描。当该一连串的扫描结束时，第一及第二臂311、312的旋转停止(步骤S258)。通过以上的数据收集，在牙列整个区域CT摄影模式时，如图67 (a)、(b)所示，可以在旋转中心O的周围，确保覆盖牙列整个区域的规定区域BI (例如85mmcpx38mm的高度)的摄影区域。而且，在部分牙列CT摄影模式时，如图68 (a)、(b)所示，至少可以确保覆盖前牙部、右臼齿部或左臼齿部的规定区域B2 (例如45mmcpx38mm的高度)的摄影区域。当扫描结束时，收集了上述三维区域BI或B2的透过数据，因此图像处理器54可以在该收集数据中应用所需算法来重建三维CT数据。对该三维重建数据实施适当的断面转换处理，从而可以剪切出例如沿着牙列整个区域的断面或沿着牙列的部分断面的断层
像。 上述构成要素以外的构成要素构成为与第一实施方式相同或等同。因此，本实施方式涉及的X射线口外摄影装置，可以进行全景摄影，而另一方面，还可以通过相同装置简单地进行X射线CT摄影。没有必要切换扫描装置，因此使用便利性好，通用性高。当然，还可以同时享有上述第一实施方式的作用效果。还有，也可以将上述第二实施方式涉及的X射线断层像摄影装置应用于进行乳房X光摄影的CT装置。例如，使俯卧在床上的患者的乳房部从床上所开的孔垂下，以比通常的乳房X光摄影中使用的X射线吸收少的乳房挤压板更弱的挤压力来夹住乳房部。由此，在固定的乳房部的周围，使上述扫描装置301的第一及第二臂311、312、即X射线管31及检测器32A与前述同样地执行规定角度范围的旋转(往路)、向体轴方向的移动、及规定角度范围的旋转(复路)。由此，可以收集乳房的断层X射线摄影合成用或X射线CT断层用的X射线透过数据，并可以生成用于乳房X光摄影的断层像。而且，在患者坐着的状态下，也可以取代头部而定位乳房部，以比通常的乳房X光摄影中使用的X射线吸收少的乳房挤压板更弱的挤压力夹住该乳房部，并在该状态下与上述同样地扫描乳房部。由此，能够进行与上述同样的乳房X光摄影。此时，检测器并非一列，通过使用多列例如3列离散地配置的检测器或使用平面检测器的一部，断层X射线摄影合成的收集的投影角成为广角。由此，也可以得到进一步提高断层像的清晰度、且患者的X射线照射少的图像。这样，本发明涉及的X射线断层摄影装置具备的检测器的数未必被限定为一个。多个检测器或与其等同的平面检测器也包含在本发明涉及的检测器的概念中。而且，在适用于乳房X光摄影的检测器中，将乳房侧的检测器视野与检测器端面之间的距离减小到几mm水平、并将检查区域确保到其端面边缘，这在断层X射线摄影合成方法及X射线CT断层法中都是重要的。所以，即使在这样的装置的情况下，也可以享有第二实施方式中说明的优点。产业上可利用性根据本发明涉及的X射线断层像摄影装置，例如可以将其适用于牙科用的全景摄影装置。在这种情况下，可以通过将放射线管理区域限定在扫描器部分即扫描装置中而实现小型化，在使患者坐(躺)在治疗椅子上的状态下，可以提供可以在治疗中摄影其牙列的全景图像等，使用便利性优良、并具有能够取代X射线口内摄影装置的程度的高分解度的全景图像。而 且，该X射线断层像摄影装置除了全景摄影以外，还可以进行X射线CT摄影，因此在医疗现场的通用性高。进一步，该X射线断层像摄影装置不限于牙科用途，还可以适用于牙科以外的医疗用的装置以及非破坏检查用的装置，可以发挥与上述同样的可利用性。
权利要求
1.一种X射线断层像摄影装置，其特征在于，具备: 数据收集器，其具备:χ射线管，照射与所供给的电流值相应的量的X射线；检测器，具有入射面，该入射面以二维方式排列响应所述X射线的多个像素而使该X射线入射，所述检测器根据该X射线的入射而从所述多个像素按每帧输出数字电量的数据；支承单元，提供曲线状的轨迹，并且支承所述X射线管及所述检测器，使该X射线管及该检测器能够沿该轨迹彼此独立地移动； 移动单元，使所述X射线管及所述检测器沿所述轨迹彼此独立地移动，从而对被置于所述数据收集器提供的所述轨迹的内侧的摄像对象，所述X射线在该摄像对象的所需断面的扫描方向的各位置上始终以所需角度透过； 全景图像生成单元，使用由所述数据收集器收集的所述数据，并通过断层X射线摄影合成方法生成所述断面的全景图像；以及 断层像生成单元，使用由所述数据收集器收集的所述数据和由所述全景图像生成单元生成的所述全景图像而生成断层像，该断层像中，所述摄像对象的构造体的焦点被最佳化并且抑制了由所述X射线的路径的角度的不同引起的失真。
2.按权利要求1所述的X射线断层像摄影装置，其特征在于， 具备X射线量调整单元，该X射线量调整单元用于调整X射线量，以便在所述移动单元移动所述X射线管及所述检测器的过程中，使所述X射线的每单位时间照射的X射线量在所述各位置上均匀。
3.按权利要求2所述的 X射线断层像摄影装置，其特征在于， 所述X射线量调整单元，由根据所述各位置调整向所述X射线管供给的所述电流值的管电流调整单元、根据所述各位置调整施加到所述X射线管的管电压的管电压调整单元、及根据所述各位置调整所述检测器的所述数据的收集时间的收集时间调整单元中的至少一个构成。
4.按权利要求3所述的X射线断层像摄影装置，其特征在于， 所述摄像对象是被测者的颚部的牙列， 当所述X射线的路径为经过对所述牙列进行扫描时成为阴影障碍的颈椎的路径时，所述管电流调整单元使所述电流值大于经过其它路径时的电流值。
5.按权利要求3或4所述的X射线断层像摄影装置，其特征在于， 所述摄像对象是被测者的颚部的牙列， 当所述X射线的路径为经过对所述牙列进行扫描时成为阴影障碍的颈椎的路径时，所述收集时间调整单元使所述收集时间长于经过其它路径时的收集时间。
6.按权利要求1 5中任一项所述的X射线断层像摄影装置，其特征在于， 具备放大率补正单元，该放大率补正单元将由所述全景图像生成单元生成的所述全景图像中的与所述扫描方向正交的高度方向上的失真，根据该高度方向上的所述X射线相对所述断面的放大率的、在所述扫描方向的位置间的偏差而进行补正。
7.按权利要求1 6中任一项所述的X射线断层面摄影装置，其特征在于， 所述数据收集器具备对由所述X射线管照射的所述X射线进行准直的准直器，该准直器能够相对该X射线管独立地移动， 所述移动单元具备，根据所述扫描方向的各位置上的所述X射线相对于所述断面的透过角度使所述准直器相对于所述X射线管移动的单元。
8.按权利要求7所述的X射线断层面摄影装置，其特征在于， 所述准直器能够沿与所述X射线的照射方向正交的方向移动，或能够相对于该照射方向旋转。
9.按权利要求1 8中任一项所述的X射线断层像摄影装置，其特征在于， 所述轨迹为圆形或椭圆形的轨迹。
10.按权利要求1 9中任一项所述的X射线断层像摄影装置，其特征在于， 所述轨迹为圆形，且能够收容包括所述摄像对象在内的被测体的部位。
11.按权利要求10所述的X射线断层像摄影装置，其特征在于， 所述轨迹体提供所述轨迹，而该圆形的轨迹体的一部分处于开放状态。
12.按权利要求1 11中任一项所述的X射线断层像摄影装置，其特征在于， 所述X射线管具有0.3mm以下直径的X射线焦点，所述支承单元以所述X射线管的焦点位置和所述检测器的入射面之间的距离成为40cm以下的方式支承所述X射线管及所述检测器。
13.按权利要求12所述的X射线断层像摄影装置，其特征在于， 所述数据收集器具有X射线屏蔽单元，该X射线屏蔽单元至少在收集所述数据时对于所述X射线屏蔽所述支承单元的外侧。
14.按权利要求1 13中任一项所述的X射线断层像摄影装置，其特征在于，所述断层像生成单元具备: 基准面图像重建单元，使用由所述数据收集器收集的所述数据来重建所述摄像对象的所述所需断面的投影图像以作为基准面图像；以及 最佳焦点图像制作单元，使用所述基准面图像的数据和所述检测器输出的数据来制作三维的所述最佳焦点图像。
15.按权利要求14所述的X射线断层像摄影装置，其特征在于， 所述所需断面为，在所述X射线管和所述检测器之间的空间中弯曲的矩形三维基准断层面， 所述摄像对象为被测体的牙列， 所述基准面图像重建单元为重建所述牙列的全景图像的单元。
16.按权利要求15所述的X射线断层像摄影装置，其特征在于，所述图像制作单元具备: 断层面设定单元，将沿着所述三维基准断层面的多个断层面，设定在与该三维基准断层面对置的方向上； 像素值运算单元，运算所述多个断层面的各个像素值； 位置确定单元，使用所述三维基准断层面与由所述像素值运算单元赋予了像素值的所述多个断层面的图像数据，来确定所述摄像部位的最佳焦点化了的取样位置； 像素值赋予单元，对由所述位置确定单元确定的取样位置赋予像素，该像素存在于从所述X射线管经由该 各取样位置而注视所述检测器的视线上并且基于所述全景图像所对应的取样点的像素值； 牙列决定单元，通过对由所述像素值赋予单元赋予了像素值的所述取样位置上的所述三维基准断层面及所述多个断层面具有的像素值的特性进行图案识别，来决定所述牙列；以及 异常点除去单元，除去由所述牙列决定单元决定的所述牙列的异常点。
17.按权利要求16所述的X射线断层像摄影装置，其特征在于，所述异常点除去单元具备: 分类单元，根据各个所述取样点的所述频率特性，按照表示同种特性的物质进行分类； 平滑处理单元，按照由该分类单元分类的每种物质，将该各物质平滑地连接。
18.按权利要求1 17中任一项所述的X射线断层像摄影装置，其特征在于， 该X射线断层像摄影装置具有CT图像重建单元，该CT图像重建单元使用由所述检测器收集的帧数据来重建基于CT法的断层像， 所述移动单元是使所述X射线管和所述检测器以彼此正对的状态在所述轨迹上移动的单元， 具有切换单元，该切换单元在希望进行CT摄影来代替所述断层X射线摄影合成方法时，切换所述检测器的姿势。
19.按权利要求18所述的X射线断层像摄影装置，其特征在于，所述切换单元具备: 位置变更单元，使所述X射线管和所述检测器向接近所述被测体的体轴方向的头部的方向移动规定距离；以及 角度变更单元，变更该检测器的角度，以使所述检测器从对作为所述摄像对象的被测体的颚部实施所述断层X射线摄影合成方法时的第一姿势，转换为对所述被测体的颚部实施所述CT法时的第二姿势。
20.按权利要求19所述的X射线断层像摄影装置，其特征在于， 所述检测器的所述入射面具有彼此正交的第一边及第二边， 在第一边的方向上排列的所述像素的数量少于在所述第二边的方向上排列的所述像素的数量， 所述角度变更单元为，变更该检测器的角度以使所述检测器从第一姿势转换为第二姿势的单元，该第一姿势为，对作为所述摄像对象的被测体的颚部实施所述断层X射线摄影合成方法时所述第一边的方向成为横向的姿势，而该第二姿势为，对所述被测体的颚部实施所述CT法时所述第二边的方向成为横向的姿势。
21.按权利要求19所述的X射线断层像摄影装置，其特征在于，所述数据收集器具有: 准直器，具有可变更的开口用于变更从所述X射线管入射到所述入射面的X射线的区域；以及 第一开口控制单元，根据所述第一姿势及所述第二姿势控制所述准直器的开口的面积。
22.按权利要求18 21中任一项所述的X射线断层像摄影装置，其特征在于， 所述轨迹包括，距所述X射线管和所述检测器绕所述被测体的颚部周围旋转时的旋转中心的直径为规定长度的第一轨迹， 以及距该旋转中心的直径大于第一轨迹的直径的第二轨迹， 所述支承单元具备:第一臂，支承所述X射线管能够沿着所述第二轨迹移动；以及 第二臂，支承所述检测器能够沿着所述第一轨迹移动。
23.按权利要求22所述的X射线断层像摄影装置，其特征在于， 所述第一臂支承所述X射线管，使所述X射线管在与所述检测器正对的状态下能够沿着所述第二轨迹移动， 所述第二臂支承所述检测器，使所述检测器在与所述X射线管正对的状态下能够沿着所述第一轨迹移动。
24.按权利要求20 23中任一项所述的X射线断层像摄影装置，其特征在于，具备: CT摄影模式决定单元，在进行所述CT摄影时，与操作者互动地决定对所述颚部的牙列的整个区域进行CT摄影还是对该牙列的一部分进行CT摄影；以及 第二开口控制单元，根据由该CT摄影模式决定单元决定的CT摄影方式，控制所述准直器的开口的面 积。
全文摘要
X射线断层像摄影装置(1)具备X射线管(31)及直接转换型的检测器(32)。X射线管及检测器被支承单元(21、311、312)支承以能够沿着曲线状的轨迹彼此独立旋转。在计算机(11)的指示下执行扫描及图像重建。以X射线始终以所需角度透过摄像对象的所需断面的方式，使X射线管及检测器沿着轨迹彼此独立地移动。使用帧数据生成断面的全景图像，使用帧数据和全景图像，生成位于摄像对象的构造体的焦点被最佳化且抑制了由X射线路径的角度的不同而引起的失真的断层像。本装置能够作为包括牙科用的医疗用、破坏检查用等的机器来使用。而且还能够具有CT摄影的功能。
文档编号A61B6/14GK103096804SQ201180044020
公开日2013年5月8日 申请日期2011年7月13日 优先权日2010年7月13日
发明者山河勉, 辻田政广, 胜又明敏, 尾川浩一, 青木久敏 申请人:株式会社电视系统