放射线摄像装置及其放射线摄像方法

专利名称：放射线摄像装置及其放射线摄像方法
技术领域：
本发明涉及放射线摄像装置及其放射线摄像方法，特别是，根据断层X射线摄影合成方法(tomosynthesis)来处理从多方向扫描摄像对象而获得的放射线数据从而重建断层像数据，并且使用该断层像数据来确定摄像对象内部构造的三维位置的放射线摄像装置及其放射线摄像方法。
背景技术：
近年，盛行根据断层X射线摄影合成方法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1)，但是近年来，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)。在牙科应用断层X射线摄影合成方法时，通常，作为全景摄像装置而实用化，该全景摄像装置用于获得将弯曲牙列展开成二维平面状的全景图像。该全景摄像装置通常具有如下机构，该机构使配对的X射线管与沿着纵向长的宽度具有像素的X线检测器，在被测体口腔部周围，以其旋转中心沿假定的牙列画出一定轨道且复杂地移动该旋转中心的方式， 进行旋转。该一定轨道是用于将焦点聚焦在三维基准断层面上的轨道，该三维基准断层面沿视为标准形状及尺寸的牙列预先设定。在该旋转中，从X射线管照射的X线按一定间隔透过被测体并由X线检测器作为数字化的帧数据而被检测。因此，聚焦在三维基准断层面上的帧数据以规定间隔被收集。通过断层X射线摄影合成方法重建该帧数据，从而获得三维基准断层面的全景图像。但是，这种以往的全景摄像装置，并未考虑到每个被测体的牙列并不沿三维基准断层面，以及很难确定牙列位置的问题。当然，由于牙列形状或尺寸存在个体差异，而且每个人下巴大小也不同，所以难以确定适当位置。其结果为，多数情况下，重建的全景图像出现散焦而无法进行精确检查。为此，精确检查龋齿或牙周炎等时，需要另外通过口内摄影方法进行摄影或通过牙科用CT扫描仪进行摄影。如果重做全景摄像，或进行其它形式的X线摄影，则被测体遭受的X射线辐射量也增加。为了克服这些问题，提供有在专利文献7中记载的装置。在该公报中记载的全景摄像装置，利用模型事先预测牙列纵深方向的位置和增益(相加帧数据所需的距离信息)。 而且，利用收集的帧数据并基于断层X射线摄影合成方法形成三维基准断层面的焦点最佳化图像。进一步，在该焦点最佳化图像上使用ROI (感兴趣区域)指定部分区域，并且使用已经收集的帧数据和增益，基于断层X射线摄影合成方法求得在该部分区域的前后方向(连接X射线管与X射线检测器的牙列的前后方向)的任意位置上的最佳焦点图像。这样，将焦点聚焦在三维基准断层面上进行一次数据收集，而之后部分区域的最佳焦点图像则可利用已经收集的帧数据。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 日本特开2008-110098专利文献6 美国专利公开US2006/0203959A1专利文献7 日本特开2007-13616
发明内容
发明所要解决的问题但是，在该专利文献7中记载的全景摄像装置，并未考虑到作为摄像对象的牙齿的上下方向的弯曲或翘起。形成牙列的每个牙齿通常在上下方向不在相同位置。牙齿越接近牙根部越向口腔部内侧弯曲的情况较多。也就是说，在一个断层面上很难对每个牙齿的整个区域进行聚焦。对此，需要将每个牙齿上下方向的整个区域进行聚焦，提高其描绘能力。也就是说，在该全景摄像装置中，对于各部分区域，虽然可以进行在其前后方向的任意位置对焦的重建，但很难获得对整个牙列聚焦的一张全景图像。相反，即使连接最佳焦点的部分图像而要表现整个全景图像，也存在这种部分图像的连接处出现不一致从而不连贯的问题。上述缺点，随着图像纵横方向(牙列上下方向及宽度方向)的放大率根据扫描中旋转中心位置的变化而不同变得明显。放大率是指，牙齿实际大小与该牙齿阴影在检测器的X射线入射面上形成的被扩大的投影图像的大小之比。这是X射线管的X射线照射源小得可视为点，所以X射线从该点状的X射线源呈放射状照射而引起的。但是，基于断层X 射线摄影合成方法重建存在于三维断层面上的牙列时，在横向，图像在任何位置都等倍，但在纵向保留着放大。其结果，重建的全景图像成为比实际牙列纵向长的图像。而且，这种放大，即形成纵向长的程度，导致在靠近前牙部的位置与靠近两侧白齿部(所谓磨牙)位置之间，牙齿纵向的形状变化不同，这些在全景图像上引起牙齿彼此间的变形。况且，如果整个或部分牙列都不沿三维基准断层面时，纵横方向的放大引起的牙列部位间的图像变形更加明显。于是，进行数字化的帧数据收集并从该帧数据重建全景图像的以往全景摄像装置而言，在多数情况下，进行后处理将重建图像上乘以缩小纵向尺寸的系数从而使纵横比至少在前牙齿的中心处相同。但是，即使是这种情况，在全景图像中白齿部的牙齿高度也会缩小描绘成比实际尺寸小。也就是说，依然存在放大率不同引起的各牙齿的图像变形。这样，以往没有解决放大率引起的问题，也未实现全景图像整个区域的最佳焦点化。因此，很多情况下，根据以往全景图像描绘出的牙齿或牙茎难以进行高精确度的图像解析或检查。特别是，很难求得更准确的长度或距离。因此，在进行种植牙治疗等时，很难高精确度地确定种植埋设部的位置。为了尽量弥补上述缺陷，已知有如下方法，在牙列所需位置上设置表示基准位置的某种标记的状态下进行摄像，并且参照图像上的基准位置进行补正从而保证精确度的方法。但是，此时，摄影与检查的顺序变复杂。而且操作者操作上负担也大，所以还不是简单适用于筛选等预防性检查的方法。因此，能够广泛使用在筛选等预防性检查至植牙治疗等复杂治疗上的全景图像的需求极高。而且，观看整个牙列前后方向的结构适合使用三维全景图像。但是，目前未能提供解决上述各种缺陷的同时满足这些需求的图像。本发明是鉴于上述情况而提出，其目的在于提供一种能够提供三维最佳焦点图像的放射线摄像方法，该三维最佳焦点图像，在以三维高精确度地描绘出摄像部位实际状态 (位置、形状)的状态下，对图像整个区域进行最佳焦点化，并且，基本上排除了由于放大率不同引起的图像变形。解决问题的方法为了实现上述目的，本发明提供一种放射线摄像装置、数据处理装置、使用放射线的摄像方法以及计算机程序，作为其范畴。其中，放射线摄像装置具备放射线放出源，发出放射线；放射线检测器，当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(digital electrical quantity) 的二维数据；移动单元，使配对的所述放射线放出源与所述放射线检测器、该放射线检测器或对象物，相对于余下要素进行移动；数据收集单元，通过所述移动单元移动的过程中，以帧单位收集从所述放射线检测器输出的所述数据；图像制作单元，使用通过所述数据收集单元收集的所述数据，将所述对象物的摄像部位的焦点进行最佳化，并且，制作出反映该摄像部位的实际大小以及形状的三维最佳焦点图像。而且，数据处理装置用于处理从系统输出的所述数据，该系统具备放射线放出源，发出放射线；放射线检测器，当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，使配对的所述放射线放出源与所述放射线检测器、该放射线检测器或对象物，相对于余下要素进行移动；数据收集单元，在通过所述移动单元移动的过程中，以帧单位收集从所述放射线检测器输出的所述数据；该数据处理装置具备数据存储单元，输入所述数据并存储；图像制作单元，利用通过所述数据存储单元存储的所述数据， 将所述对象物的摄像部位的焦点进行最佳化，并且，制作出反映该摄像部位的实际大小以及形状的三维最佳焦点图像。进一步，使用放射线的摄像方法，包括如下步骤数据收集步骤，使配对的放射线源与从该放射线源入射放射线时以帧单位输出与该放射线对应的数字电量的二维数据的放射线检测器、该检测器或摄像对象物，相对于余下要素进行移动，同时在该移动中以帧单位收集从所述放射线检测器输出的所述数据；图像制作步骤，使用在所述数据收集步骤中收集的所述数据，将所述对象物的摄像部位的焦点进行最佳化，并且，制作出反映该摄像部位的实际大小以及形状的三维最佳焦点图像。而且进一步，计算机程序预先存储在存储器中，且能够从该存储器读取，并利用计算机处理从系统输出的所述数据，该系统具备放射线放出源，发出放射线；放射线检测器，当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， 使配对的所述放射线放出源与所述放射线检测器、该放射线检测器或对象物，相对于余下要素进行移动；数据收集单元，在通过所述移动单元移动的过程中，以帧单位收集从所述放射线检测器输出的所述数据。该程序在功能上使所述计算机执行如下步骤使用所述数据，将把所述对象物摄像部位的所期望的基准断层面投影到所述检测器的检测面上的投影图像重建为基准面图像的步骤；将沿所述基准断层面的多个断层面，设定在与该基准断层面对置的方向上的步骤；使用所述基准断层面的像素值，运算所述多个断层面的各像素值的步骤；使用所述基准断层面和被赋予了所述像素值的所述多个断层面的像素数据，确定所述摄像部位的最佳焦点化的采样位置的步骤；向所述确定的采样位置，赋予基于所述基准面图像上的对应采样点的像素值的像素的步骤，该采样点位于从所述X射线管经由该各采样位置观察所述检测器的视线上，且位于所述基准面图像上；对被赋予所述像素值的所述采样位置中的、所述基准断层面及所述多个断层面所具有的像素值频率特性进行图案识另IJ，来确定所述摄像部位的位置的步骤；在所述确定的摄像部位的位置中除去异常点的步骤；连接被除去所述异常点的所述摄像部位的位置，从而制作出反映该摄像部位的实际大小及形状的三维最佳焦点图像的步骤。发明效果如上所述，根据本发明的利用放射线摄像装置、数据处理装置、放射线的摄像方法以及计算机程序，使用收集的数据将对象物摄像部位的焦点进行最佳化，并且制作出反映该摄像部位实际大小以及形状的三维最佳焦点图像。也就是说，以三维最佳焦点图像提供三维全景图像，该三维最佳焦点图像以三维高精确度地描绘出摄像对象的实际状态(位置、形状)的状态下对图像整个区域进行最佳焦点化，并基本上排除了不同放大率引起的图像变形。


图1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X射线管与检测器配对进行旋转时旋转中心轨迹的图。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学的立体图。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以及图像处理器协同执行的用于摄像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位置关系的图。图7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8是表示基准全景图像一例的模式图。图9是表示在基准全景图像上设定ROI时的图像一例的模式图。图10是用于说明图像处理器执行的确定牙齿实际位置、形状的处理的概要的流程图。图11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，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12是表示三维基准画像一例的模式图。图13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14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，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15(1)是用于说明与图15(2)协作而对三维基准图像上的每个位置确定最佳焦点断层面的图。图15(2)是用于说明与图15(1)协作而对三维基准图像上的每个位置确定最佳焦点断层面的图。图16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17是示出在最佳焦点位置确定处理中最佳焦点断层面位置一例的曲线图。图18是例示出根据断层面位置变化的频率特性图案的曲线图。图19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20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实际存在位置的状态图。图21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实际存在位置的状态图。图22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实际存在位置的处理的状态图。图23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立体图。图M是用于说明确定在每个处理点上确定的最佳焦点断层面的位置，和其确定异常的立体图。图25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。图沈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27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。图观是用于说明将三维自动对焦图像投影到基准全景图像的二维面上的处理的概念图。图四是概要说明二维参照图像和设定在其中的ROI的图。图30是用于说明作为变形例的地标和其使用例的图。图31是用于说明各种地标频率特性的曲线的图。图32是用于说明作为变形例说明的地标和其使用例的图。图33是用于进一步说明作为其它变形例说明的地标和其使用例的图。附图标记1 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(放射线管)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61 只读存储器
具体实施例方式
下面，参照

本发明的实施方式。参照图1 四，说明使用本发明涉及的三维位置确定装置、放射线摄像装置以及放射线的摄像方法的一个实施方式。这些装置及其方法，在本实施方式中，由于作为使用X 射线的牙科用全景摄像装置来实施，下面详细描述该全景摄像装置。图1表示这种全景摄像装置1的外观。该全景摄像装置1，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三维结构的牙列实际位置(实际存在位置)，且制作该牙列的、对后述的放大率不均(不同)进行补偿的全景图像。除了这些基本性能，该全景摄像装置1还能够从这种全景图像进一步进行多种形态显示及测量等，可提供划时代的性能。而且，能够减少被测体的X射线辐射量，且操作者便于使用的摄像装置。为了获得上述基本性能，使用断层X射线摄影合成方法(tomosynthesis)。说明该全景摄像装置1的构成概要。如图1所示，该全景摄像装置1具备箱体 11，从被测体(患者)p收集例如被测体P站立姿势下的数据；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)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MZ直角坐标。还有，对后述的二维全景图像，将该横轴方向表示为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M，被该上下移动单元23可旋转地支承。上下移动单元23，通过设置在架子部13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。用于其移动的命令，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2 和与该上侧、下侧臂23A、2!3B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。在该臂23A 23C中，上侧臂23A 与垂直臂23C协作形成摄影空间(实际空间)。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M。也就是说，旋转单元M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射线管及检测器的旋转中心轨迹，在沿XY面的规定范围中以二维地沿一定轨道移动。另一方面，下侧臂2 具有规定长度并延设在与上侧臂23A相同的方向，在其前端部形成有腮托25。在该腮托25上可拆卸地安装有咬合块沈(或简称为咬合)。被测体P 咬住该咬合块26。因此，腮托25及咬合块沈起到固定被测体P的口腔部的作用。旋转单元对在其使用状态下，具有从其一侧侧面观看大致]状的外观，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。该横臂24A及左右的第一、第二臂)24B、 24C位于摄影空间(实际空间)，并在控制及运算装置12的控制下进行驱动及动作。在第一纵臂MB内部的下端部装备有作为放射线放出源的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，直径为0.5mm Imm左右，所以该X射线管31具有点状的X射线源。在X射线管31的X射线出射侧安装有狭缝状的限束器33将入射到检测器 32的较细的束状X射线缩小到实际收集用窗口大小(例如宽5. Omm的窗口)。另外，构成放射线放出源的要素中也可以包括该限束器33。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64X1500矩阵状)的数字X射线检测器32，用于检测从该入射窗口入射的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150mm)。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横向的有效宽度，通过所述限束器33设定为例如约5. 0mm。该检测器32可以将例如以300fps帧率(1 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像素数据来收集。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的口腔部彼此对峙，并且其每对， 被驱动为以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，配对的X射线管31及检测器32，如图2所示，以其配对的旋转中心RC旋转驱动为，在大致马蹄形的牙列内侧画出将两个圆弧连接而成的人字形的一定轨迹。该一定轨迹是预先设计的轨迹，即，在沿口腔部标准的形状及尺寸的牙列的断层面(下面、三维基准断层面)SS 上对焦X射线的焦点且追踪该三维基准断层面SS。当使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从三维基准断层面SS观看时并不一定以相同角速度旋转。 也就是说，该旋转属于可称为“沿牙列移动”的旋转，即适当变换角速度的同时进行旋转。但是，X射线管31及检测器32需要隔着被测体P 口腔部以对峙的同时进行移动。 然而，该对峙状态，并不一定要求X射线管31及检测器32必须正对着。根据装置设计情况，也可以包括如下旋转位置，X射线管31及检测器32彼此单独旋转移动，从而在隔着被测体 P 口腔部的情况下，χ射线照射变得倾斜。从Z轴方向观看三维基准断层面SS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SS的轨迹，例如记载在文献“R.M0lteni，‘A universal test phantom for dental panoramic radiography' MedicaMudi. vol. 36， no. 3，1991”。该三维基准断层面SS的空间位置信息预先存储在只读存储器61中。还有，如上所述，该三维基准断层面SS也可以设定在公知面上，但也可以按照被测者个人而预先设定。作为这种设定方法，可以是如下中的任一个，由相机摄影的表面图像制作的所期望的三维断面，通过包括MRI (核磁共振成像)装置、CT (电脑断层扫描)扫描仪或超声波诊断装置的医用模式拍摄的被测者的所期望的三维断面，或由通过该医用手段拍摄的该被测者的三维数据来确定的所期望的三维断面。这些三维基准断层面SS使用公知方法设定，并且预先存储在只读存储器61中。X射线管31、三维基准断层面SS、检测器32、旋转轴AXz以及这些旋转轴AXz贯穿的旋转中心RC的几何学位置关系如图3所示。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M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序列相应地被进行控制。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，作为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M ；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DIC0M(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，制作由装置侧提供的规定的三维基准断层面的全景图像以及与操作者之间互动执行全景图像后利用所需的处理。用于实现该功能的程序，预先存储在只读存储器61中。为此，该只读存储器61作为存储本发明涉及的程序的记录介质而发挥作用。还有，该程序也可以预先存储在只读存储器61中，但根据情况，也可以从外部系统通过通信电路或可便携式存储器安装在未图示的 RAM等记录介质上。
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也可以包括如下旋转位置，X射线管31及检测器32彼此单独旋转移动，从而在隔着被测体 P 口腔部的情况下，χ射线照射变得倾斜。
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预先准备在装置里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，但通过选择动作，也可以将三维基准断层面的位置，在牙列纵深方向(前后)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及图像数据可读写地存储在图像存储器M中。图像存储器M使用例如硬盘等大容量的记录介质(非失意性且可读写)。 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。存储在帧存储器阳中的图像数据，以规定周期被D/A转换器59呼出并转换成模拟信号，而显示在显示器60的画面上。控制器57根据预先存储在可读存储器61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能够执行帧数据的收集(扫描)等。因此，如图1所示，患者以站立或坐姿把下巴放在腮托25位置并咬住咬合块沈，同时将前额靠在头靠观上。由此，患者头部(下巴部)位置固定在旋转单元M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M沿XY面及/或沿XY面的斜面围绕患者头部周围旋转(参照图1中的箭头)。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。该X射线透过患者下巴部(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被保管。因此，图像处理器56利用保管在图像存储器53中的帧数据，将焦点对焦在三维基准断层面SS上的断层像重建(制作)为全景图像(基准全景图像)。也就是说，该基准全景图像被定义为“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，使用该基准全景标准图像进行制作基准三维(3D)图像及三维(3D)自动对焦图像等的处理。图5表示该处理的概要。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”。三维自动对焦图像被定义为“利用帧数据或基准全景图像数据将牙列从三维基准图像自动进行最佳焦点化的表面图像(虚拟三维表面图像”。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牙列实际存在位置及其实际尺寸的经过最佳焦点化的表面图像。特别是，三维自动对焦图像是考虑了几乎每个被测体都不同的事实的图像。作为实际问题，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空间位置、形状的同时，从该确定结果能够自动描绘出实际牙列形状。从X射线管31 (作为点状的X射线源而发挥作用)照射的X射线透过被测体P的口腔部之后，被在Z轴方向具有一定长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所示的倾斜。所以，牙齿实际大小与该牙齿阴影在检测器32的X射线入射面 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。也就是说，以图6的例(但是，仅说明牙齿高度的例)进行说明， 牙齿实际高度Pjeal与在X射线入射面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，其轨迹预先设定，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Dall保持恒定，且从旋转中心RC至X射线管31及检测器32的距离D1、D2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，在一次扫描的过程中， 对于马蹄形状弯曲的牙列，旋转中心RC的位置轨迹，作为一例被设计成如上所述的人字状 (参照图幻变化的轨迹。具体地说，从旋转中心RC至三维基准断层面SS的距离D3和从检测器32至三维基准断层面SS的距离D4(D3+D4 = D2)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射线源被视为点状，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。S卩，放大率大。以图2的例进行说明，扫描前牙时与扫描臼齿部时相比，旋转中心RC更接近牙列，因此放大率相应变大。例如，以图2进行说明，扫描前牙部时的例如X射线照射方向为0度时的距离dl，对于扫描臼齿部时的例如X射线照射方向为 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，通常适用于将焦点对焦在三维基准断层面SS上进行扫描的全景摄像装置。这样，由于放大率根据扫描牙列的哪个部分牙齿而改变，所以要定量分析口腔部构造或随时间的变化时，成为主要障碍。加之，上述放大率的问题假定牙列沿三维基准断层面SS为例进行了说明，但是实际上牙列基本未沿着三维基准断层面。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，摄像时不得不考虑这些因素。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从三维基准断层面SS上偏离的问题。所以，从以往的全景图像定量分析构造非常困难，因此期望对每个被测体的各种形状或位置的牙列，且与同一被测体的牙列中的牙齿位置无关地，都能够进行高精确度摄像的全景摄像装置。在此，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由于放大率在其每个部分不同而引起的图像失真，同时自动且高精确度地确定实际被测体牙列的三维空间位置(包括形状)。由此，能够提供以往没有的、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使用了断层X射线摄影合成方法 (tomosynthesis)。也就是说采用，在通过扫描以一定帧率收集的帧数据(像素数据)中， 将根据在三维基准断层面的XY面上投影的轨迹的各位置而确定的多个帧数据，以其位置相应的量进行移位并进行相加的处理(移位&加法)。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。
基准全景图像制作成后，该数据保管在图像存储器M中，同时以适当方式显示在显示器60上。其中，显示方式等反映了操作者通过操作器58施加的意图。图像处理接着，使用图5说明通过控制器57及图像处理器56协作执行的处理。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全景图像、和作为主要处理的制作三维自动对焦图像(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全景图像首先，控制器57，当被测体P的位置确定等摄影准备结束后，控制器57从可读存储器61读取三维基准断层面SS的位置信息(步骤SO)。该三维基准断层面SS如上所述可以是以统计方式确定的断面，也可以是根据每个被测者预先设定的断面。其次，控制器57响应通过操作器58提供的操作者指令，发出用于数据收集的扫描指令(步骤Si)。由此，旋转驱动机构30A、移动机构30B以及高电压发生器41按预先设定的控制序列进行驱动。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，X射线管31以规定周期放射脉冲(或连续波)X射线。 此时，如上所述，配对的X射线管31及检测器32，在规定驱动条件下旋转驱动，以便将三维基准断层面SS(参照图6)进行最佳焦点化。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)。该帧数据临时保管在缓冲存储器53中。该扫描指令结束后，处理指示被传递给图像处理器56。图像处理器56根据对应的基于断层X射线摄影合成方法的移位&加法，在三维基准断层面SS的空间位置重建基准全景图像PIst，同时存储该重建图像的各像素值(步骤S2)。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中心纵横放大比率相同。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7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(shift)的同时进行相力口，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上时的基准全景图像PIst。图像处理器56随后将该基准全景图像PIst显示在显示器60上(步骤S3)。图8 表示该基准全景图像PlSt的例。该基准全景图像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中心纵横放大比率相同，所以与以往相同地，改善了一些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在基准全景图像PIst上设定 ROI (感兴趣区域)(步骤S4)。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也可以不必是矩形。还有，该ROI也可以根据通过后述的自动对焦而制作的全景图像设定，该处理也后述。当在该步骤S4中判断为“是”时，图像处理器56基于操作者的操作信息在基准全景图像PIst上设定ROI (步骤SQ。之后，剪切通过ROI设定的部分区域的部分图像，而且例如放大表示该部分图像(步骤S6)。该部分图像例如图9所示，在原基准全景图像PIst 上叠加表示。而且，也可以以所谓模板表示，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56判断是否结束处理。该判断是根据是否有来自操作者的规定操作信息来判断(步骤S7)。如果判断为不结束处理时(在步骤S7中“否”)，返回步骤S4 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5所示的处理。另一方面，图像处理器56在步骤S4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S8)。如果判断为也不进行该制作时(在步骤S8中“否”)，与上述相同地、 返回步骤S7中进行判断是否处理结束。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S8中“是”)，转到步骤S9的子程序处理。在该步骤S9中执行的处理是本发明特征之一的处理，是补正由于在Z轴方向倾斜的X射线照射方向而引起的牙列尺寸变形，同时自动确定牙列实际存在位置、形状的处理。图10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56考虑X射线照射方向而制作三维基准断层面SS的图像(步骤S51)。具体地说，将基准全景图像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)平行的弯曲面从而制作三维全景图像。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，从而将该三维全景图像的各像素沿X射线照射方向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。该投影图像的像素值保管在图像存储器M中。在此进行的投影，如图11中所说明，朝向旋转中心RC(RC1、RC2)的位置、即X射线管31的位置的沿倾斜的投影方向进行。以图11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，根据X射线管31位置的不同，投影到三维基准断层面SS图像上的位置SSI、SS2也不同。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，通过在每个基准全景图像PIref的位置，考虑所述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，基准全景图像PIref 是以牙齿实际尺寸表示的图像，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位置的处理。图像处理器56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S5》。图12表示该样子。之后，图像处理器56，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S5!3)。图13表示该样子。在该图上，在三维基准断层面SS的X射线照射方向DRx (牙列纵深方向)的前后分别附加有多个断层面。作为一例，在三维基准断层面SS的前后以间隔Dl (例如0. 5mm)设定有多个断层面SFm SFl，在其后侧以间隔D2 (例如0. 5mm)设定有多个断层面SRl Sfoi。间隔Dl、D2也可以相同，也可以彼此不同。而且，附加的断层面， 也可以在三维基准断层面SS的前后各有一张(m、n = 1)，也可以在前后任一面上有一张或多张。还有，该假设附加的断层面SFm SF1、SR1 Sfoi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可读存储器61中，通过将这些读取到图像处理器56的工作区，从而实现这种附加。断层面SFm SF1、SS、SRl Sfoi的高度考虑了 X射线照射方向 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、D》及张数互动地进行变更。其次，图像处理器56，与在步骤S51中的进行相同地，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，从而将考虑X射线照射方向DRx角度的基准全景图像PIst 分别投影到附加的断层面SFm SF1、SR1 Sfoi上(步骤S54)。其结果，制作附加断层面 SFm SFl、SRl Sfoi各自的投影图像。这些投影图像的像素值保管在图像存储器M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PIsfm···、PIsfU PIsrU…PIsrn也通过在每个基准全景图像PIst的位置上考虑所述放大率的倾斜方向投影而分别制作。如用图14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)上相同位置Pn的像素，根据X射线管31位置的不同，分别投影在三维附加图像PIsfm…、PIsf l、PIsrl、…PIsrn上的不同位置。因此，这些三维附加图像PIsfm…、PIsfl、Plsrl、…PIsrn也是以牙齿实际尺寸表示的图像，是消除了扫描中由于旋转中心RC移动而放大率大小引起的变形的图像。但是，这些三维附加图像PIsfm···、PIsfl、Plsrl、…PIsrn也是假定牙列分别沿附加断层面 SFm SF1、SRl Sfoi存在时的图像。还有，这些被制作的多张三维附加图像PIsfm···、PIsfl、Plsrl、…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56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S55，参照图15(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、ζ)为中心的一定长度的线段Lc (步骤S56，参照图 15(B))。该线段Lc具有相当于2"个(η= 1、2、3···，例如128)像素的长度。还有，线段Lc 可以沿弯曲的三维基准断层面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56，在被指定的线段Lc(x、y、ζ)的图像上下虚拟地附加多根相同长度的线段Ladd (步骤S57，参照图15 (C))。进一步，从图像存储器M中读取分别构成上述线段L及多个线段Ladd的2η个像素的各像素值Pij,并将其分配给各线段(步骤S58)。该像素值Pij是已经在步骤S51、S54 中取得而保管的值。其次，将对应于多个线段L及Ladd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Pu*(步骤S59，参照图15(D))。通过该相加，即使在线段L(x、y、ζ)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56，分别在附加的三维附加图像PIsfl···、PIsfU PIsrU ... PIsrn中确定，在上述三维基准图像PIref上目前指定的线段Lc (χ、y、ζ)在通过目前指定的位置P (χ、y、ζ)的X射线照射方向DRx上所对置线段Lfm Lf 1、Lrl Lrn的位置(步骤S60，参照图15(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轴方向观看呈扇状的X射线照射范围RA。因此，只要指定位置P (χ、y、ζ)，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S60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、SR1 Sfoi(图15(F))。因此， 也可以将断层面SFm SFl、SS、SRl Sfoi其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56从图像存储器M 读取这些线段的像素值Pij* (步骤S61)。如图15 (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 Lf l、Lrl Lrn的各像素数自2"个偏离。于是，图像处理器56，为了使附加的线段Lfm Lfl、Lrl Lrn的像素数与作为基准线段Lc (x、y、z)的像素数2n个相同，对线段Lfm Lfl、Lrl Lrn的各自像素数乘以与间隔D1、D2相应的系数(步骤S6》。所以，如图15(G)模式表示，所有线段Lfm Lfl、Lrl Lrn彼此平行且由相同的2n个像素构成。之后，图像处理器56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S63)。其结果，关于各线段Lfl Lfm、L、Lrl Lrn，如图15 (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，从所有线段Lfm Lfl、Lrl Lrn的频率分析结果消除噪声(步骤S64)。 在图16中，例示出有关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56，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，且将以X射线照射方向DRx贯穿初始位置p(x、y、ζ)的多个断层面SFm SFl、SS、SRl Sfoi位置作为横轴的作为曲线(profile)进行运算(步骤 S65)。图17表示该曲线的一例。在该图中断面位置是指，多个断层面SFm SFl、SS、SRl SRn的X射线照射方向DRX(牙列纵深方向)的位置。在图18中，例示出了物质为搪瓷、海绵骨、空气、咬合块时多个曲线rai、ra2、ra3、 PR4的典型图案。假设，在通过目前指定位置P(X、y、z)的X射线照射方向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X射线照射方向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X射线照射方向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X射线照射方向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X射线照射方向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18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可读存储器61中。于是，图像处理器56使用这种参照表，确定在通过目前指定的位置P(x、y、z)的X 射线照射方向DRx上有关牙齿的最佳焦点位置(步骤S66)。也就是说，利用图案识别技术判断在前步骤S65中求得的曲线属于参照表PRl PR4的哪一个。首先，求得的曲线属于参照曲线ra2、PR4时，从处理对象排除。另一方面， 求得的曲线属于参照曲线I3Rl (搪瓷)时，表示该顶点断面位置、即多个断层面SFl SFm、 SS、FR1 Ffoi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，表示其内侧(X射线管侧)顶点断面位置(搪瓷位置)、即多个断层面SFm SF1、SS、 FRl 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，实际上可能存在于其断层面SS的前侧，或也可能存在于后侧。其实际位置根据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，根据上述确定处理，移位到实际存在的位置。其结果，如图19 图22所示，随着每指定一次位置P(x、y、z)，在三维基准断层面 SS上(三维基准图像PIref)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 SFl、FRl Ffoi上的线段Lfm Lfl、Lrl Lrn的位置，考虑了 X射线照射方向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20(A)、图21(A))相比，在斜角θ大时(参照图20(B)、图21(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22 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=0的移位。图像处理器56，在步骤S65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)存储在该工作区。这样，确定(过滤)经过在三维基准图像PIref (即三维基准断层面SQ上目前指定的位置P(x、y、z)，即，当前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23所示，图像处理器56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S67)。该判断，通过判断当前处理的位置P(x、y、ζ)是否为最终位置P (ρ、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56，使该判断位置P(x、y、z)移位一个单位(步骤 S68)，而且将该处理返回至所述步骤S55中，反复上述一连串的确定处理。还有，如图23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S68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23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(参照图的标记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S67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的最佳焦点判断位置的检测(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S67中判断为“是”时，图像处理器56读取在步骤S65中确定并存储的表示最佳焦点断面位置的数据(步骤S68)。该断面位置的数据是分别通过断面位置 P(x、y、z)的X射线照射方向DRxW位置。图对模式表示该样子。在该图中，黑圆圈表示三维基准图像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M中，如白圆圈所示，例如，对于i、j = 0、0的判断位置Ρ(Χ(Ι。、^、Ζ(Ι。)的最佳焦点断面位置是向内侧(X射线管侧)靠近一个的断层面SRI的位置，对于其旁边i、j =0、1的判断位置Ρ(Χ(Ι1、 、Ζ(Ι1)的最佳焦点断面位置是向内侧再靠近一个的断层面SR2的位置，对于其旁边i、j =0、3的判断位置Ρ(Χ(Ι3、％3、Ζ(Ι3)的最佳焦点断面位置是向内侧进一步靠近一个的断层面SR3的位置等等。还有，图M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S68，但是在该Z轴方向的其它位置上也分别进行步骤S68的处理。其次，图像处理器56进行除去噪声的处理(步骤S70)。在图M的例中，例如假设对于图像纵横方向位置i、j = 0、3的判断位置P(xQ3、y03> z03)的最佳焦点断面位置是向外侧(检测器侧)靠近m个的断层面SFm的位置。这种情况，图像处理器56，对断面位置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除去。该异常数据排除也可增加Z轴方向数据的异常。之后，图像处理器56，结合除去噪声的位置(及搪瓷位置)，将该结合位置的数据进行三维的平滑，制作追踪搪瓷的表面图像(步骤S71)。进一步，该图像处理器56，将该表面图像，即其所有部位自动进行了最佳焦点处理的三维全景图像作为三维自动对焦图像PIfocus以规定视角显示在显示器60上(步骤S72)。由此，如图25所示，能够提供以所需视角观看的、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是用于表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)部分或下颂窦、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的实际位置及其形状(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56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56基于来自操作者的操作信息判断是否互动显示该三维自动对焦图像PIfocus。作为其一例，图像处理器56判断是否需要观察三维自动对焦图像(三维全景图像)PIf0cus的部分区域(图5，步骤S10)。在该步骤SlO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，还是在基准全景图像的矩形面(二维)上进行(步骤Sll)。如果在该步骤Sll中判断为使用三维基准断层面SS时，图像处理器56将三维自动对焦图像PIfocus沿通过每个像素的X射线照射方向DIix重投影在三维基准断层面SS上(步骤Si》。图沈表示该重投影的样子。该重投影通过次像素方法执行，该次像素方法，例如将用三维全景图像的次像素区分的对应的像素值重投影到三维基准断层面的各个像素。向该三维基准断层面SS的重投影图像，作为三维参照图像PIpraj_3D，显示在显示器 60上(步骤S13)。图27表示该三维参照图像PIpraj_3D的一例。另一方面，如果在步骤Sll中判断为使用基准全景图像PIst的矩形面时，图像处理器56将三维自动对焦图像PIfocus重投影在该矩形面、即基准全景图像的面上(步骤 S14)。该重投影也是通过众所周知的次像素方法执行，将用三维全景图像的次像素区分的对应的像素值重投影到标准全景图像面的各个像素。图观表示该重投影的概念。该重投影图像作为二维参照图像PIp_-2D，显示在显示器60上(步骤S15)。图27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PIpraj_3D或二维参照图像PIpraj_2D上设定所要的例如矩形的ROI (感兴趣区域)(步骤S16，参照图27及图29)。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PIpraj,或二维参照图像PIp_-2D 上(步骤S17)。当然，该显示也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分屏显示，也可以是模仿牙列的、由多个区域形成的一个模板中显示。
之后，图像处理器56根据操作信息判断这种一连串处理是否结束(步骤S18)，该判断为“是”时将处理返回至所述步骤S7中。与此相反，“否”时将处理返回至步骤SlO中并反复进行上述处理。另一方面，在所述步骤SlO中判断不观察部分图像时，图像处理器56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S19)。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S20、S21)之后，处理转到步骤S18，并反复进行与所述同样处理。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56通过步骤S18、S7来结束这种处理。还有，也可以进行上述步骤S16中的设定处理后，不必进行步骤S17中的显示处理，而转到步骤S19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S21中显示。作用效果根据本实施例涉及的全景摄像装置，能够取得如下显著的作用效果。首先，与以往由全景摄像装置制作的全景图像不同，作为三维自动对焦图像 PIf0cus (三维全景图像)提供至少对牙列部整个区域进行聚焦的图像。根据该图像，即使各牙齿在上下方向弯曲时，其实际存在位置及形状在其上下方向的每个部位(采样点)也被最佳焦点化。此外，该最佳焦点化的处理，只要操作者发出一次该旨意的指令即可自动执行，并显示该三维自动对焦图像PIfocus。也就是说，发挥出自动对焦的作用。此外，图像观察的种类也很多，即，旋转显示该三维自动对焦图像PIfocus，或放大显示ROI区域的同时进行显示。由此，对于图像判读人员来说，整个牙列的精确检查变得极其容易，而且提高了该精确检查的精确度。由于基本不必重做X射线摄影，所以也不会导致这种重新摄影带来的X射线辐射量的增加。因此，本实施例的全景摄像装置也适用于筛选。此外，根据扫描中的旋转位置、即配对的X射线管31及检测器32的旋转中心RC 的位置变化而变化的放大率，也在三维自动对焦图像PIfocus的制作处理中进行补偿。由此，能够校正放大率变化引起的失真，从而提供正确反应实际尺寸及实际形状的图像。以往的全景摄像装置在观看全景图像时，放大率变化引起从白齿部至前牙部发生放大率的变化，这成为在图像上测定、掌握距离或长度时的精确度降低的原因。而根据本实施例，能够解决这些问题，可提供非常忠实地反映实际尺寸的高精确度图像或测量信息。因此，也适用于观察作为摄像对象的牙列的详细构造。特别是，将三维自动对焦图像PIfocus重投影在三维基准断层面或基准全景图像的二维矩形面上时，虽然显示图像存在一定程度的变形，但实现了与三维自动对焦图像的位置对应。因此，能够准确地测量例如牙齿纵向长度等距离。进一步，根据本实施例涉及的全景摄像装置，由于预先掌握了数据收集时(扫描时)对于牙列的X射线管31及检测器32的三维位置，所以不需要如以往事先使用模型预测断层距离信息的过程。因此，相应地，对操作者来说操作性也良好，而且减轻图像处理器 56的处理负担。
因此，能够提供以三维高精确度地描绘牙列实际状态(位置、形状)的状态下对图像整个区域进行最佳焦点化，且基本消除了放大率不同引起的图像失真的三维全景图像。变形例在上述实施方式中，说明了获得被测者口腔部牙列最佳焦点化的三维图像的例， 但是可以进一步进行展开。作为一例，在口腔部设置由具有适当X射线吸收率的放射线吸收材料形成的地标(标记)，在该设置状态下进行与所述实施方式相同的数据收集，识别该地标位置的同时，制作在包括该地标的面上聚焦的图像。图30(A)表示地标的一例。在该图中所示的回形针70，具有两个矩形的作为地标的小片71，并且将该两个小片71用具有弹簧机构的线材71彼此错开对置地连接。该小片 71由X射线吸收率比口腔部更高的适当材料形成，并作为对于X射线的地标。图30(B)、(C)表示将该回形针70设置在被测者牙列的一部分的状态。两个小片 71在牙齿(牙列)前后彼此错开地、也就是在沿牙列的方向上位置不同地夹住牙茎并通过线材72固定、配置。在该配置状态下，通过所述图10的自动对焦处理，掌握两个小片71的三维位置，同时制作将分别包括小片71三维位置的断面CR1、CR2(参照图30(C))进行最佳焦点化的两个图像。在制作该图像中采用的频率特性图案是，如图31所示，在海绵骨频率特性PR2的两侧分别出现小片71频率特性顶点的两个曲线冊5。图像处理器56，分别参照该两个曲线PR5，进行与所述实施方式相同的重建处理。由此，能够获得两个小片71各自的三维位置Plreal (P1, Mal，参照图20 22)，和分别包括这些的断面CR1、CR2的两个最佳焦点图像(也可以是部分图像)。在制作该两个最佳焦点图像的阶段，从位置信息可知两个小片71位置的彼此间在牙列前后方向上的距离Dbn，且这些小片71在横向(即沿牙列的方向)上的错开量从回形针设计时已知Lbn，所以图像处理器56能够运算出由两个小片71夹住的牙槽骨的厚度。由此，不仅能够诊断牙槽骨，也有利于判断将所要观察的牙槽骨断面设定在该厚度方向的何处等。进一步，图32表示其它地标。该地标是紧贴并覆盖在被测者的脸表面上的网目状的伸缩自如的口罩80。由于形成该口罩80的线材各自的X射线吸收率与口腔部的X射线吸收率不同，所以在脸上紧贴口罩80，相当于用X射线标记在脸表面上划出了网格状的线。 该线也可以做成平行的线状。还有，作为放在该脸表面上的地标，如图33所示，也可以将钡等X射线吸收剂以线状或网格状涂在脸表面。图33所示的网格状的线81，成为对X射线的地标。进一步，作为放在脸表面上的其它地标的一例，也可以将具有速干性的化妆品中混合粒状X射线吸收剂，并将该化妆品涂布在脸上。由此，能够将粒状X射线吸收剂作为地标放在脸表面上。上述网目状地标80、涂布X射线吸收剂而成的地标81及粒状地标，其频率特性的曲线如图31的曲线PR6。图像处理器56采用该曲线PR6进行重建所述自动对焦的处理。 由此，获得该地标各自的三维位置，同时获得沿这些三维位置的面的最佳焦点化图像、即脸表面的X射线透过图像。通过将该图像重叠在所述三维自动对焦图像上显示，从而能够提供代替头部测量法的图像。另一方面，在所述牙科用全景摄像装置中，也可以将配对的X射线管及检测器设置在天花板上。而且，也可以将整个装置制作成小型化及移动型(移动结构)结构，从而搭载在医疗车上，或者可携带到家中进行摄影。在本发明涉及的放射线摄像装置中可采用的检测器，但并不限定于上述使用CdTe 的数字检测器，也可以是公知的光子计数型检测器。作为该光子计数型检测器，例如已知有日本特开2004-325183中公开的检测器。而且，在本发明涉及的放射线摄像装置中使用的检测器不必是相同种类的产品。 由于需要根据摄像对象种类变更所产生的X射线能量，所以也可以选择形成相应X射线吸收系数的X射线检测元件的材料。X射线的产生能量较大时，选择具备将LaBr3、CdTe、CZT、 GOS等作为材料的X射线检测元件的检测器。另外，X射线的产生能量较小时，选择具备将 Si、CdTe、CZT、CsI等作为材料的X射线检测元件的检测器。而且，并不限定于仅显示三维全景图像(表面图像)的方式。例如，图17所示，也可以从断层面和频率特性曲线求得认为该焦点聚焦的宽度，并从对断层面位置的振幅的平方和的曲线，推测各牙齿及牙槽骨的厚度，即测量纵深方向的厚度。将获得该测量信息的结构，例如与上述光子计数型检测器组合，而实施在第一小白齿附近的牙槽骨附近，就能够定
量测量骨盐含量。而且，如果将本发明涉及的摄像，实施在口腔部的下颂窦附近，则一定程度上也能够提供有关下颂窦立体构造的图像信息。通过观察该图像上的左右差，能够比以往更高精确度地发现下颂窦炎(积脓症)等病变部。同样地，将本发明涉及的摄像重点实施在颈动脉附近时，也能够生动立体地显示被认为是动脉硬化原因之一的颈动脉钙化等，从而能够提供比以往更高精确度的诊断信息。进一步，本发明涉及的放射线摄像装置，并不仅限实施在牙科用全景摄像装置上， 可广泛实施在使用断层X射线摄影合成方法掌握对象物内部的三维形状(位置)的装置上。作为这种应用，例如作为医疗用有使用断层X射线摄影合成方法的乳房X光摄影仪、肺癌检查用扫描仪。进一步，本发明涉及的放射线摄像装置，也能够适用于伽马相机或SPECT 等被称为发射单光子计算机断层扫描仪(ECT)的核医学诊断装置中。此时，从作为放射线源的被测体服用的RI (放射性同位素)放射的伽马线，通过安装在检测器上的具有特定方向孔道的限束器收集。此时，RI及限束器构成放射线放出源。进一步，在本发明涉及的放射线摄像装置中，检测器的数量并不限定于一个，也可以适用同时或并用两个以上检测器的形式。而且，本发明涉及的放射线摄像装置，作为产业用，具有如下用途，取得在输送带上运输的制造物或产品的内容物和其位置信息，取得与平板显示器连接的柔性基板的三维配线构造、铸造物气孔的立体分布和大小信息，取得在机场行李检查内容物的位置信息等。 对象物可以沿直线、圆形、曲线等各种方向进行移动。即，三维基准断层面也可以是呈平面状、圆筒状、曲面状的断层面。特别是，在上述产业上应用时，根据情况，也可以使摄像对象物相对于配对的X射线管及检测器进行移动。进一步，根据摄像系统的设计，也可以仅使检测器相对于摄像对象物或被测体及放射线源进行移动。产业上可利用性根据本发明，提供一种能够提供三维全景图像的放射线摄像方法，该三维全景图像，以三维高精确度地描绘出摄像对象的实际状态(位置、形状)的状态下对图像整个区域进行最佳焦点化，且基本消除了放大率不同引起的图像变形的图像。
权利要求
1.一种放射线摄像装置，其具备 放射线放出源，发出放射线；放射线检测器，当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，使配对的所述放射线放出源与所述放射线检测器、该放射线检测器或所要摄像的对象物，相对于该放射线放出源、该放射线检测器以及该对象物中的余下要素进行移动；数据收集单元，在通过所述移动单元使配对的所述放射线放出源与所述放射线检测器、该放射线检测器或所述对象物，相对于所述余下要素进行相对移动的过程中，以帧单位收集从所述放射线检测器输出的所述数据；图像制作单元，使用通过所述数据收集单元收集的所述数据，将所述对象物的摄像部位的焦点进行最佳化，并且制作出反映该摄像部位的实际大小以及形状的三维最佳焦点图像。
2.根据权利要求1所述的放射线摄像装置，其特征在于， 所述放射线放出源具有用于照射所述放射线的放射线源，所述放射线源与所述放射线检测器被配置成隔着所述对象物彼此对峙， 所述移动单元使配对的所述放射线源与所述放射线检测器移动，以使所述放射线的扫描焦点在所述对象物的所期望的基准断层面上聚焦，所述数据收集单元通过所述移动单元使配对的所述放射线源与所述放射线检测器移动，同时在该移动过程中以帧单位收集从所述放射线检测器输出的所述数据， 所述图像制作单元具备基准面图像重建单元，使用由所述数据收集单元收集的所述数据，将把所述基准断层面投影到所述检测器的检测面上的投影图像重建为基准面图像；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帧数据，制作所述三维最佳焦点图像。
3.根据权利要求1或2所述的放射线摄像装置，其特征在于，所述基准断层面的部分或整体是如下三维断面中的任一个，即，由通过相机摄影的表面图像制作的所述对象物的所期望的三维断面，通过包括核磁共振成像装置、电脑断层扫描仪或超声波诊断装置的医用模式进行摄影的所述对象物的所期望的三维断面，或由通过该医用模式摄像的该对象物的三维数据来确定的该对象物的所期望的三维断面。
4.根据权利要求1或2所述的放射线摄像装置，其特征在于， 所述对象物是被测者的口腔部，通过在所述口腔部设置由放射线吸收材料形成的地标的状态下，驱动所述移动单元， 并利用所述数据收集单元收集所述数据，所述最佳焦点图像制作单元，识别所述地标的三维位置，并制作将焦点聚焦在通过该地标识别的三维位置上的图像。
5.根据权利要求2所述的放射线摄像装置，其特征在于， 所述放射线源是产生作为所述放射线的X射线的X射线管， 所述放射线检测器是用于检测所述X射线的检测器，所述基准断层面是在所述实际空间中的弯曲的矩形三维基准断层面，所述对象物的摄像部位是被测体的牙列，所述基准面图像重建单元是重建所述牙列的全景图像的单元。
6.根据权利要求5所述的放射线摄像装置，其特征在于，所述最佳焦点图像制作单元具备断层面设定单元，将沿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像素值；位置确定单元，使用所述三维基准断层面以及通过所述像素值运算单元被赋予了像素值的所述多个断层面的图像数据，确定所述摄像部位的最佳焦点化的采样位置；像素值赋予单元，向通过所述位置确定单元确定的采样位置，赋予基于所述全景图像上的对应采样点的像素值的像素，该采样点位于从所述X射线管经由该各采样位置观察所述检测器的视线上，且位于所述全景图像上；牙列确定单元，对通过所述像素值赋予单元赋予了像素值的所述采样位置上的、所述三维基准断层面及所述多个断层面所具有的像素值的特性进行图案识别，从而确定所述牙列；异常点除去单元，除去通过所述牙列确定单元确定的所述牙列的异常点。
7.根据权利要求6所述的放射线摄像装置，其特征在于，所述异常点除去单元，具备 分类单元，基于各所述采样点中的所述频率特性，按具有同种特性的物质进行分类； 平滑单元，按照被所述分类单元分类的物质，将每个该物质平滑连接。
8.根据权利要求5所述的放射线摄像装置，其特征在于，具备全景图像显示单元，显示通过所述基准面图像重建单元重建的所述三维基准断层面的所述全景图像；感兴趣区域设定单元，使操作者在通过所述全景图像显示单元显示的全景图像上设定感兴趣区域；部分图像显示单元，从所述全景图像剪切设定有所述感兴趣区域的区域的图像并进行显不。
9.根据权利要求5所述的放射线摄像装置，其特征在于，具备最佳焦点图像显示单元，显示由所述最佳焦点图像制作单元制作的所述最佳焦点图像；制作单元，当由操作者在通过所述最佳图像显示单元显示的最佳焦点图像上设定感兴趣区域时，将所述最佳焦点图像沿所述视线方向投影到弯曲的所述三维基准断层面上，并将该投影图像制作成全景图像；感兴趣区域设定单元，使操作者在通过所述制作单元制作的全景图像上设定感兴趣区域；部分图像显示单元，从所述全景图像剪切设定有所述感兴趣区域的区域的图像并进行显不。
10.根据权利要求5所述的放射线摄像装置，其特征在于，具备最佳焦点图像显示单元，显示由所述最佳焦点图像制作单元制作的所述最佳焦点图像；制作单元，当由操作者在通过所述最佳图像显示单元显示的最佳焦点图像上设定感兴趣区域时，将所述最佳焦点图像沿所述视线方向投影到二维断层面上，并将该投影图像制作成全景图像；感兴趣区域设定单元，使操作者在通过所述制作单元制作的全景图像上设定感兴趣区域；部分图像显示单元，从所述全景图像剪切设定有所述感兴趣区域的区域的图像并进行显不。
11.根据权利要求9或10所述的放射线摄像装置，其特征在于， 所述部分图像显示单元将所述剪切图像放在模仿牙列的模板并进行显不。
12.根据权利要求5所述的放射线摄像装置，其特征在于，具备，三维显示单元，对由所述基准面图像重建单元重建的全景图像及由所述最佳焦点图像制作单元制作的最佳焦点图像中的至少一个进行三维显示。
13.根据权利要求12所述的放射线摄像装置，其特征在于，所述三维显示单元，将所述全景图像及所述最佳焦点图像中的至少一个，通过旋转及移动中的至少一种方式进行显示。
14.一种数据处理装置，用于处理从系统输出的数据，该系统具备 放射线放出源，发出放射线；放射线检测器，当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，使配对的所述放射线放出源与所述放射线检测器、该放射线检测器或所要摄像的对象物，相对于该放射线放出源、该放射线检测器以及该对象物中的余下要素进行移动；数据收集单元，在通过所述移动单元使配对的所述放射线放出源与所述放射线检测器、该放射线检测器或所述对象物，相对于所述余下要素进行移动的过程中，以帧单位收集从所述放射线检测器输出的所述数据； 其特征在于，该数据处理装置具备 数据存储单元，输入并存储所述数据；图像制作单元，使用被所述数据存储单元存储的所述数据，将所述对象物的摄像部位的焦点进行最佳化，并制作出反映该摄像部位的实际大小以及形状的三维最佳焦点图像。
15.根据权利要求14所述的数据处理装置，其特征在于，所述图像制作单元具备基准面图像重建单元，使用被所述数据存储单元存储的所述数据，将把所述对象物的基准断层面投影到所述检测器的检测面上的投影图像重建为基准面图像；最佳焦点图像制作单元，使用所述基准面图像的数据制作所述三维最佳焦点图像。
16.根据权利要求15所述的数据处理装置，其特征在于，所述系统是牙科用的全景摄像装置，在该全景摄像装置中，所述放射线源使用了产生作为所述放射线的X射线的X射线管，所述放射线检测器使用了用于检测所述X射线的检测器，所述基准断层面为在所述实际空间中弯曲的矩形三维基准断层面，所述对象物的摄像部位为被测体的牙列，所述最佳焦点图像制作单元具备断层面设定单元，将沿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像素值；位置确定单元，使用所述三维基准断层面以及通过所述像素值运算单元被赋予了像素值的所述多个断层面的图像数据，确定所述摄像部位的最佳焦点化的采样位置；像素值赋予单元，向通过所述位置确定单元确定的采样位置，赋予基于所述全景图像上的对应采样点的像素值的像素，该采样点位于从所述X射线管经由该各采样位置观察所述检测器的视线上，且位于所述全景图像上；牙列确定单元，对通过所述像素值赋予单元赋予了像素值的所述采样位置上的、所述三维基准断层面及所述多个断层面所具有的像素值的特性进行图案识别，从而确定所述牙列；异常点除去单元，除去通过所述牙列确定单元确定的所述牙列的异常点。
17.根据权利要求16所述的数据处理装置，其特征在于，具备，异常点除去单元，除去通过所述牙列确定单元确定的所述摄像部位的异常点。
18.根据权利要求17所述的数据处理装置，其特征在于，所述异常点除去单元，具备 分类单元，基于各所述采样点中的所述频率特性，按具有同种特性的物质进行分类； 平滑单元，按照被所述分类单元分类的物质，将每个该物质平滑连接。
19.一种使用放射线的摄像方法，其特征在于，包括如下步骤数据收集步骤，使配对的放射线放出源与放射线检测器、该放射线检测器或摄像的对象物，相对于该放射线放出源、该放射线检测器以及该对象物中的余下要素进行相对移动的同时，在该移动中以帧单位收集从所述放射线检测器输出的所述数据，其中，该放射线检测器在从该放射线放出源入射放射线时以帧单位输出与该放射线对应的数字电量的二维数据；图像制作步骤，使用在所述数据收集步骤中收集的所述数据，将所述对象物的摄像部位的焦点进行最佳化，并制作出反映该摄像部位的实际大小以及形状的三维最佳焦点图像。
20.根据权利要求19所述的使用放射线的摄像方法，其特征在于，所述图像制作步骤包括如下步骤使用通过所述数据收集步骤收集的所述数据，将把所述对象物的摄像部位的所期望的基准断层面投影到所述放射线检测器的检测面上的投影图像，重建为基准面图像的步骤； 将沿所述基准断层面的多个断层面，设定在与该基准断层面对置的方向上的步骤； 使用所述基准断层面的像素值运算所述多个断层面的各像素值的步骤； 使用所述基准断层面以及被赋予了所述像素值的所述多个断层面的图像数据，确定所述摄像部位的最佳焦点化的采样位置的步骤；向被确定的所述采样位置，赋予基于所述基准面图像上的对应采样点的像素值的像素的步骤，该采样点位于从所述X射线管经由该各采样位置观察所述检测器的视线上，且位于所述基准面图像上对被赋予所述像素值的所述采样位置中的、所述基准断层面及所述多个断层面所具有的像素值的特性进行图案识别，从而确定所述摄像部位的位置的步骤； 除去所述确定的摄像部位的位置中的异常点的步骤。
21. 一种程序，预先存储在存储器中，且能够从该存储器读取，并通过计算机对从系统输出的所述数据进行处理，该系统具备放射线放出源，发出放射线；放射线检测器，当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，使配对的所述放射线放出源与所述放射线检测器、该放射线检测器或所要摄像的对象物，相对于该放射线放出源、该放射线检测器以及该对象物中的余下要素进行相对移动；数据收集单元，通过所述移动单元，使配对的所述放射线放出源与所述放射线检测器、该放射线检测器或所述对象物，相对于所述余下要素进行移动的过程中，以帧单位收集从所述放射线检测器输出的所述数据；其特征在于，该程序在功能上使所述计算机执行如下步骤使用所述数据，将把所述对象物摄像部位的所期望的基准断层面投影到所述检测器的检测面上的投影图像重建为基准面图像的步骤；将沿所述基准断层面的多个断层面，设定在与该基准断层面对置的方向上的步骤； 使用所述基准断层面的像素值，运算所述多个断层面的各像素值的步骤； 使用所述基准断层面和被赋予了所述像素值的所述多个断层面的像素数据，确定所述摄像部位的最佳焦点化的采样位置的步骤；向所述确定的采样位置，赋予基于所述基准面图像上的对应采样点的像素值的像素的步骤，该采样点位于从所述X射线管经由该各采样位置观察所述检测器的视线上，且位于所述基准面图像上；对被赋予了所述像素值的所述采样位置中的、所述基准断层面及所述多个断层面所具有的像素值的特性进行图案识别，从而确定所述摄像部位的位置的步骤； 在所述确定的摄像部位位置中除去异常点的步骤；连接被除去所述异常点的所述摄像部位的位置，从而制作出反映该摄像部位的实际大小以及形状的三维最佳焦点图像的步骤。
全文摘要
本发明提供一种作为放射线摄像装置的全景摄像装置。该全景摄像装置具备X射线管(31)，发出作为放射线的X射线；检测器(32)，当X射线入射时，输出与该X射线对应的数字电量的帧数据；移动单元(23、24)，使上述配对的X射线管(31)与检测器(32)相对于被测体进行移动。该装置进一步具备数据收集单元(12、41、52～57)，在使配对的X射线管与检测器移动的过程中，收集从检测器输出的帧数据；最佳焦点图像制作单元(12、56)，使用该收集数据，将被测体的摄像部位的焦点进行最佳化，并且制作出反映该摄像部位的实际大小以及形状的三维最佳焦点图像。
文档编号A61B6/02GK102469977SQ20108003393
公开日2012年5月23日 申请日期2010年7月29日 优先权日2009年7月30日
发明者尾川浩一, 山河勉, 胜又明敏, 辻田政广, 长野竜也, 鬼头和秀 申请人:株式会社电视系统