JP2005160742A - Dental x-ray tomography apparatus, dental arch model used therefor, distortion display method and distortion correction method - Google Patents
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Abstract
Description
本発明は歯科用断層Ｘ線撮影装置及びそれに用いる歯列弓モデル並びに歪表示方法及び歪補正方法に関し、特に歯科のＸ線検査において歯科領域のパノラマ撮影に使用される歯科用断層Ｘ線撮影装置及びそれに用いる歯列弓モデル及びそれを用いた歪表示方法並びに歪補正方法に関するものである。 The present invention relates to a dental tomography apparatus, a dental arch model used therefor, a distortion display method and a distortion correction method, and more particularly to a dental tomography apparatus used for panoramic imaging of a dental region in a dental X-ray examination. The present invention relates to a dental arch model used therefor, a distortion display method using the same, and a distortion correction method.
歯科領域で使用されるＸ線撮影装置は、大別して口内法撮影装置、パノラマ（全顎総覧）Ｘ線撮影装置、頭部規格Ｘ線撮影装置があり、前者のパノラマＸ線撮影装置では、全歯域及びその周辺の組織を同時に撮影し観測することができる（特許文献１や２参照）。 The X-ray imaging apparatus used in the dental field is roughly classified into an intraoral imaging apparatus, a panoramic (all jaws) X-ray imaging apparatus, and a head-standard X-ray imaging apparatus. In the former panoramic X-ray imaging apparatus, It is possible to simultaneously photograph and observe the tooth region and surrounding tissue (see Patent Documents 1 and 2).
パノラマ撮影法には、パノラマグラフィとオルソパントモグラフィとがあり、回転軸の移動軌跡と受光部との同期により撮影される。図１３に受光部がフィルムの場合のパノラマグラフィの撮影原理を示し、また図１４にオルソパントモグラフィの撮影原理を示す。 There are panoramic photography and orthopantomography as panoramic photographing methods, and photographing is performed by synchronizing the movement locus of the rotation axis and the light receiving unit. FIG. 13 shows the panoramic imaging principle when the light receiving portion is a film, and FIG. 14 shows the orthopan tomographic imaging principle.
図１３を参照すると、パノラマグラフィは、円形状に並んだ被写体の中心を軸として回転するアーム（図示せず）の先端に、Ｘ線ヘッド１とフィルム２を対向して設け、Ｘ線ヘッド１の前に設置されている細いスリット（図示せず）を通して、Ｘ線ビームを被写体に対して順次走査していくものである。この場合、フィルム２をこの走査速度に同期させ移動させると、被写体の特定面との速度が一致する。この一致した面を断層面と称し、静止したＸ線画像としてフィルム面に映し出される。 Referring to FIG. 13, panoramagraphy is provided with an X-ray head 1 and a film 2 facing each other at the tip of an arm (not shown) that rotates around the center of subjects arranged in a circle. The subject is sequentially scanned with an X-ray beam through a thin slit (not shown) provided in front of the subject. In this case, when the film 2 is moved in synchronization with the scanning speed, the speed with the specific surface of the subject matches. This coincident plane is called a tomographic plane and is displayed on the film plane as a stationary X-ray image.
図１３に示すように、アームの回転角速度に対し、フィルムの移動速度が一致したとき、フィルム面に像が形成される。断層域３において、Ｂの位置が断層面となっており、像が形成されるが、速度が一致していないＡ面、Ｃ面はボケが生じ像が形成されない。 As shown in FIG. 13, when the moving speed of the film matches the rotational angular speed of the arm, an image is formed on the film surface. In the tomographic area 3, the position of B is a tomographic plane and an image is formed, but the A plane and the C plane where the velocities do not match are blurred and no image is formed.
歯列弓の場合は、円形状に被写体がないため、アームの回転軸が一点では歯列弓の一部しか撮影できない。このために、図１４に示すオルソパントモグラフィは、アームの回転軸を移動させながら歯列弓の断層面４に対し線速度が一致するように工夫された機構を持った回転軸を持っている。 In the case of a dental arch, since there is no subject in a circular shape, only a part of the dental arch can be photographed at a single point of rotation of the arm. For this reason, the orthopan tomography shown in FIG. 14 has a rotation axis having a mechanism devised so that the linear velocity coincides with the tomographic plane 4 of the dental arch while moving the rotation axis of the arm. .
歯科分野では、Ｘ線撮影装置としては、図１４に示したようなオルソパントモグラフィが一般的に使用されている。このオルソパントムグラフィは、アームの回転角速度に対しフィルムの移動速度の同期ずれが生じると、画像歪が発生する。前歯付近は、人間の脊髄５によるＸ線の吸収のために、受光部への透過光量の減少が発生し、当該減少による影響を補正するため、前歯付近では、回転速度を減少するようにしている。 In the dental field, orthopantomography as shown in FIG. 14 is generally used as an X-ray imaging apparatus. In this orthopantomography, when the film moving speed is out of synchronization with the rotational angular speed of the arm, image distortion occurs. In the vicinity of the front teeth, a decrease in the amount of light transmitted to the light receiving portion occurs due to the absorption of X-rays by the human spinal cord 5, and the rotational speed is decreased in the vicinity of the front teeth in order to correct the influence of the decrease. Yes.
前歯付近の、減速し加速する部分では、アームの回転軸を移動させながら歯列に対し線速度が一致する必要がある。そのために工夫された複雑な機構を持った回転軸となり、装置の軌道は設計どおりとならず、同期ずれが発生し、同期ずれを確認して補正する必要がある。
歯科用パノラマＸ線装置を使用した断層方式パノラマ撮影装置において、アームの対抗位置に配置されたＸ線源と受光部とが、撮影に最適な同期が取れていることを確認し、同期ずれの補正を行なう必要がある。この確認のためには、ファントムなどの被撮像物を撮影し、その複雑な画像による目視により確認を行っているので、経験豊富な熟練者でないと確認できない。 In a tomographic panoramic imaging apparatus using a dental panoramic X-ray apparatus, it is confirmed that the X-ray source and the light receiving unit arranged at the opposing position of the arm are optimally synchronized with each other, and that there is no synchronization error. It is necessary to make corrections. For this confirmation, since an object to be imaged such as a phantom is photographed and confirmed by visual observation using a complicated image, it can be confirmed only by an experienced expert.
また、最適な軌道になるようにする補正も画像判断による、経験者の感覚的な判断頼らなければならないという問題がある。その理由は、患者のＸ線透過量が一様でなく、特に前歯付近では、脊髄部分の影響を受け著しく他の部位より低下するので、Ｘ線量の減衰を補正するために、前歯部分では、アームの回転速度を減少させ、移動時間を遅くすることにより、撮影時間を他の部分より長くしている。 In addition, there is a problem that correction for making an optimal trajectory must also depend on the sensuous judgment of the experienced person by image judgment. The reason is that the amount of X-ray transmission of the patient is not uniform, and particularly in the vicinity of the front teeth, it is affected by the spinal cord part and is significantly lower than other parts. Therefore, in order to correct the attenuation of the X-ray dose, By reducing the rotation speed of the arm and slowing down the moving time, the shooting time is made longer than the other parts.
アームＸ線源回転速度が受光部のそれと同期がとれて一致していれば、患者の歯の診療に必要な断層面に焦点が一致した画像ボケのない画像が採取できるが、実際の装置では、脊髄部分の影響を補正するため移動速度を変化させており、駆動部の減速、加速特性などにより、設計どおりにアーム回転速度と受光部との速度が一致しないことになる。 If the rotational speed of the arm X-ray source is in sync with that of the light receiving unit, the image can be taken without image blur and focused on the tomographic plane necessary for medical examination of the patient's teeth. The movement speed is changed in order to correct the influence of the spinal cord portion, and the arm rotation speed and the light receiving section do not coincide with each other as designed due to the deceleration and acceleration characteristics of the drive section.
この同期ずれのために、撮影した像がボケたり、像の歪、左右で歯の大きさが異なるなどの問題が生じる。また、被撮像物（患者）の位置により断層面がずれ、縦横の撮像倍率が変化し同様な画像歪が発生する。よって、ファントムまたは人間を撮像し、その画像を目視確認し、装置の実際のアーム回転速度と受光部との同期関係を判断して、装置の補正を行なっているのが現状である。しかしながせら、ファントム、人間のような複雑な画像による目視判断は困難であり、長年画像を見てきた経験者でないと、目視確認による補正方法の判断は不可能であるといえる。 This synchronization shift causes problems such as blurring of the photographed image, distortion of the image, and different tooth sizes on the left and right. In addition, the tomographic plane is shifted depending on the position of the object to be imaged (patient), the vertical and horizontal imaging magnifications are changed, and the same image distortion occurs. Therefore, the current situation is that the phantom or the human is imaged, the image is visually confirmed, the synchronization between the actual arm rotation speed of the apparatus and the light receiving unit is determined, and the apparatus is corrected. However, it is difficult to visually determine a complex image such as a phantom or a human, and it can be said that a correction method cannot be determined by visual confirmation unless an experienced person has seen the image for many years.
本発明の目的は、パノラマ用Ｘ線撮影装置をボケなどの歪のない診療に必要な画像を得るために行なう、Ｘ線源と受光部の速度同期、被写体位置の確認および補正を、熟練者でなくとも容易に行なうことができ、またどのように補正すべきかが容易に判断できるようにした歯科用断層撮影装置及びそれに用いる歯列弓モデル及びそれを用いた歪表示方法並びに歪補正方法を提供することである。 It is an object of the present invention to perform an X-ray source and light receiving unit speed synchronization, subject position confirmation and correction performed by a panoramic X-ray imaging apparatus to obtain an image necessary for medical treatment without distortion such as blurring. A tomographic apparatus for dental use, a dental arch model used therefor, a distortion display method using the same, and a distortion correction method are provided. Is to provide.
本発明による歯列弓モデルは、歯科用断層Ｘ線撮影装置の歪補正に用いる歯列弓モデルであって、歯列を構成する各歯の位置に相当する箇所に、それぞれ撮影歪が判別可能な物体を配置した複数の歯列弓を積層して構成し、前記複数の歯列弓の曲率半径を異なるようにしたことを特徴とする。 The dental arch model according to the present invention is a dental arch model used for distortion correction of a dental tomographic X-ray apparatus, and imaging distortion can be determined at locations corresponding to the positions of each tooth constituting the dental arch. A plurality of dental arches on which various objects are arranged are laminated, and the plurality of dental arches have different curvature radii.
本発明による歯科用断層Ｘ線撮影装置は、上記の歯列弓モデルをＸ線撮影する撮影手段と、この撮影画像の歪状態を示す歪情報を表示する表示手段とを含むことを特徴とする。 A dental tomographic X-ray imaging apparatus according to the present invention includes an imaging means for X-ray imaging of the dental arch model and a display means for displaying distortion information indicating a distortion state of the captured image. .
本発明による歯科用断層Ｘ線撮影装置は、上記構成に加えて、前記撮影画像の歪に応じて、Ｘ線源の回転軌道速度と受光部との同期状態の補正をなす補正手段を、更に含むことを特徴とする。 In addition to the above-described configuration, the dental tomographic X-ray apparatus according to the present invention further includes correction means for correcting the synchronous state between the rotational orbital speed of the X-ray source and the light-receiving unit in accordance with the distortion of the captured image. It is characterized by including.
本発明による歯科用断層Ｘ線撮影における歪表示方法は、上記の歯列弓モデルをＸ線撮影する撮影ステップと、この撮影画像の歪状態を示す歪情報を表示する表示ステップとを含むことを特徴とする。 A distortion display method in dental tomography according to the present invention includes an imaging step for X-ray imaging of the dental arch model and a display step for displaying distortion information indicating a distortion state of the captured image. Features.
本発明による歯科用断層Ｘ線撮影における歪補正方法は、上記の歯列弓モデルをＸ線撮影する撮影ステップと、この撮影画像の歪状態を示す歪情報を表示する表示ステップと、前記撮影画像の歪に応じて、Ｘ線源の回転軌道速度と受光部との同期状態の補正をなす補正ステップとを含むことを特徴とする。 A distortion correction method in dental tomography according to the present invention includes an imaging step for X-ray imaging of the dental arch model, a display step for displaying distortion information indicating a distortion state of the captured image, and the captured image. And a correction step for correcting the synchronization state between the rotational orbital speed of the X-ray source and the light receiving unit according to the distortion of the X-ray source.
本発明によるプログラムは、上記の歯列弓モデルをＸ線撮影する撮影処理と、この撮影画像の歪状態を示す歪情報を表示する表示処理とを含むことを特徴とすし、また本発明による他のプログラムは、更に、前記撮影画像の歪に応じて、Ｘ線源の回転軌道速度と受光部との同期状態の補正をなす補正処理を含むことを特徴とする。 A program according to the present invention includes an imaging process for X-ray imaging of the dental arch model, and a display process for displaying distortion information indicating a distortion state of the captured image. The program further includes a correction process for correcting a synchronization state between the rotational orbit speed of the X-ray source and the light receiving unit in accordance with the distortion of the captured image.
本発明の作用を述べる。先ず、歯列を構成する各歯の位置に相当する箇所に、それぞれ撮影歪が判別可能な物体を配置した複数の歯列弓を積層して構成し、これら複数の歯列弓の曲率半径を異なるようにした歯列弓モデルを設ける。そして、この歯列弓モデルの撮影画像において、複数の歯列弓の各々における物体にそれぞれ対応して、撮影画像歪の程度に応じた歪情報を表示することにより、Ｘ線源の回転軌道速度と受光部（フィルムの場合は移動速度、イメージセンサの場合はスキャン周期）との同期ずれに起因する画像歪が目視でき、同期ずれ量の確認が可能となり、手動による補正や、更には自動による補正が可能となる。 The operation of the present invention will be described. First, a plurality of dental arches, each of which has an object capable of discriminating imaging distortion, is laminated at a position corresponding to the position of each tooth constituting the dental array, and the radius of curvature of the plurality of dental arches is determined. Provide different dental arch models. Then, in the captured image of the dental arch model, the rotational orbital speed of the X-ray source is displayed by displaying distortion information corresponding to the degree of the captured image distortion corresponding to the object in each of the plurality of dental arches. Image distortion caused by a synchronization error between the sensor and the light receiving unit (moving speed in the case of film, scan cycle in the case of an image sensor) can be visually confirmed, and the amount of synchronization error can be confirmed. Correction is possible.
本発明によれば、パノラマＸ線撮影装置において、診療に必要とするＸ線源と撮像部との同期が一致した鮮明な患者の歯列画像を取得するためのアーム回転速度と受光部との同期状態やその補正の仕方を、経験のある熟練者でなくとも、容易に判断でき、かつ補正することができるという効果がある。また、撮影した画像を画像処理により歪を測定し、歪基準と比較してモニタ上に画像と表示することにより、個人差によらない判断ができるという効果がある。さらに、中心に対する形状の左右の偏差などにより、どの方向に補正したらよいかを判断させ表示することもができるという効果もある。 According to the present invention, in the panoramic X-ray imaging apparatus, the arm rotation speed and the light receiving unit for obtaining a clear patient's dentition image in which the synchronization between the X-ray source and the imaging unit necessary for medical care is matched. Even if it is not an experienced expert, the synchronization state and the correction method can be easily determined and corrected. In addition, there is an effect that it is possible to make a determination independent of individual differences by measuring the distortion of the photographed image by image processing and displaying the image on the monitor as compared with the distortion standard. Further, there is an effect that it can be determined and displayed in which direction the correction should be made based on the left and right deviations of the shape with respect to the center.
以下に、図面を参照しつつ本発明の実施の形態につき詳述する。図１及び図２は本発明の実施の形態による歪補正用モデルである標準歯列弓モデルを示す図であり、図１はその上部より見た平面図であり、図２はその前面より見た正面図である。 Embodiments of the present invention will be described in detail below with reference to the drawings. 1 and 2 are views showing a standard dental arch model which is a distortion correcting model according to an embodiment of the present invention. FIG. 1 is a plan view seen from the top, and FIG. 2 is seen from the front. FIG.
歯の代用としては、容易に歪が確認できるように球状の物質、例えば真円鋼球７により構成されている。鋼球７は、積層された複数の透明アクリル板８ａ〜８ｄの各平面上に描かれた歯列弓９ａ〜９ｄを構成する各歯の中心位置に、各球中心が一致するように配置さている。なお、８は最上部の透明アクリル板である。なお、本例では、受光部との撮影位置関係も確認できるように、受光部との距離（断層面：図５参照）を変えた、例えば、４列の歯列弓９ａ〜９ｄより構成されているものとする。 As a substitute for teeth, a spherical substance, for example, a round steel ball 7 is used so that distortion can be easily confirmed. The steel ball 7 is arranged so that the center of each sphere coincides with the center position of each tooth constituting the dental arch 9a to 9d drawn on each plane of the laminated transparent acrylic plates 8a to 8d. Yes. Reference numeral 8 denotes an uppermost transparent acrylic plate. In this example, the distance between the light receiving unit (tomographic plane: see FIG. 5) is changed, for example, so as to confirm the imaging position relationship with the light receiving unit. It shall be.
そして、各歯列弓９ａ〜９ｄは、断層面の前後関係が判断できるように、各々の歯列弓の曲率半径が相違しており、図２の標準歯列弓モデルでは、下から２段目の歯列弓９ｂが標準的な日本人の歯列弓と一致するように構成されている。 The respective dental arches 9a to 9d have different curvature radii so that the front-to-back relation of the tomographic plane can be determined. In the standard dental arch model of FIG. The eye dental arch 9b is configured to match a standard Japanese dental arch.
ここで、本発明の実施の形態に使用するパノラマＸ線撮影装置は、図１３に示した公知のオルソパントモグラフィであり、Ｘ線源アームの回転と回転軸とを歯列に沿って移動させることにより、歯列に沿って断層面を形成しボケのない、撮影画像を取得するようになっているものとする。また、アームの速度を検出しフィルムの移動速度と同期して移動させることにより、歯列位置による左右形状差のない画像を取得できるようになっているものとする（受光部がイメージセンサ方式では、走査をアームの速度に同期するように制御する）。 Here, the panoramic X-ray imaging apparatus used in the embodiment of the present invention is the known orthopan tomography shown in FIG. 13, and moves the rotation of the X-ray source arm and the rotation axis along the dentition. Accordingly, it is assumed that a tomographic plane is formed along the dentition and a photographed image without blur is acquired. Also, by detecting the arm speed and moving it in synchronism with the moving speed of the film, it is possible to acquire an image having no left-right shape difference depending on the dentition position. , Control the scan to synchronize with the speed of the arm).
図１３からわかるように、前歯の部分は、Ｘ線の光路に脊髄５が入りのその影響により透過Ｘ線量が減少する。したがって、図３のアーム回転速度特性図に示すように、透過Ｘ線量の減少を補正するために、アームの回転速度をその時間には減少するように制御している。 As can be seen from FIG. 13, in the anterior tooth portion, the transmitted X-ray dose decreases due to the influence of the spinal cord 5 entering the optical path of the X-ray. Therefore, as shown in the arm rotation speed characteristic diagram of FIG. 3, in order to correct the decrease in the transmitted X-ray dose, the arm rotation speed is controlled to decrease during that time.
実際の装置でのアームの移動回転軸軌は、図３に示す理想特性１０とおりの加減速が、アーム駆動部の負荷の増減による制御時間遅れにより実現できず、装置特性１１のような特性となる。このために、Ｘ線源と受光部との同期ずれが発生することになる。そこで、従来では、装置が診療に必要なボケのない、位置により形状倍率の同一な患者歯列画像を取得できるように軌道を描いているかの確認は、ファントムまたは人間を撮影し、複雑な画像をもとに経験者の勘により判断を行なっていた。 In the actual device, the rotational axis gauge of the arm cannot achieve acceleration / deceleration according to the ideal characteristic 10 shown in FIG. 3 due to the control time delay due to the increase / decrease in the load of the arm drive unit. Become. For this reason, a synchronization shift occurs between the X-ray source and the light receiving unit. Therefore, in the past, it was confirmed that the device had drawn a trajectory so that it could acquire patient dentition images with the same shape magnification depending on the position, without blur necessary for medical care, by shooting a phantom or a human and taking a complicated image Judgment was made based on the intuition of experienced people.
図４に断層面の幅、歯列弓１２の画像が形成される領域である断層域３を示す。一般的に、歯科用Ｘ線撮影装置は、この断層域３内は画像が取得できるように補正されているが、写真カメラの焦点深度と類似して、断層域１３から外れた領域では、外れるほど焦点が合わず画像歪が生じる。アームのＸ線源軌道速度と受光部との同期がずれると、焦点の合う位置がずれ、必要とする断層面との差により画像歪が生じる。 FIG. 4 shows a tomographic area 3 which is an area in which an image of the width of the tomographic plane and the dental arch 12 is formed. In general, the dental X-ray imaging apparatus is corrected so that an image can be acquired in the tomographic area 3, but is removed in an area outside the tomographic area 13, similar to the depth of focus of the photographic camera. The image is distorted as the focus is not so great. If the synchronization between the X-ray source trajectory speed of the arm and the light receiving unit is shifted, the in-focus position is shifted and image distortion occurs due to the difference from the required tomographic plane.
そこで、図１，２に示したように、歯列弓の歯の中心位置に合わせて鋼球７を配置した標準歯列弓モデルを、軌道を評価しようとするＸ線撮影装置の患者撮影位置に合わせ設置する。そして、撮影した画像歪を得ると、例えば図５のようになる。断層面の差による画像歪により、球画像は、
（１）Ｘ線源と受光部の同期が一致している場合は、真円１３（ｂ）となる。
（２）受光部速度がアーム回転速度より速い場合は、縦方向に長い楕円１３（ａ）となる。
（３）フィルム速度がアーム回転速度より遅い場合は、横方向に長い楕円１３（ｃ）となる。
Therefore, as shown in FIGS. 1 and 2, a standard dental arch model in which a steel ball 7 is arranged in accordance with the center position of the dental arch tooth is used as a patient imaging position of an X-ray imaging apparatus to evaluate the trajectory. Install according to. And when the image distortion which image | photographed is acquired, it will become like FIG. 5, for example. Due to image distortion due to the difference in tomographic plane,
(1) When the synchronization between the X-ray source and the light receiving unit coincides, a perfect circle 13 (b) is obtained.
(2) When the light receiving section speed is faster than the arm rotation speed, the ellipse 13 (a) is long in the vertical direction.
(3) When the film speed is slower than the arm rotation speed, the ellipse 13 (c) is long in the horizontal direction.
以上のように、球を撮影した画像を目視確認することにより、Ｘ線源の軌道速度と受光部速度との同期状態が確認できる。この確認結果により、フィルムの移動速度またはアーム駆動装置の加減速特性を補正し、Ｘ線源の移動速度を補正すれば、同期ずれのない画像が取得できることになる。 As described above, it is possible to confirm the synchronization state between the orbital velocity of the X-ray source and the light receiving portion velocity by visually confirming the image obtained by photographing the sphere. Based on the confirmation result, if the moving speed of the film or the acceleration / deceleration characteristics of the arm driving device is corrected and the moving speed of the X-ray source is corrected, an image without synchronization deviation can be acquired.
さらに、図１、図２に示したように、受光部との距離（断層面）を変えた複数の歯列弓９ａ〜９ｄを配置した標準歯列弓モデルを用いて撮影し、画像を目視することにより、基準である前歯の画像がどの列で最適になっているかにより、フィルム面と標準歯列弓モデルとの最適位置の確認も容易にできる。また、撮影した画像を目視し歯列弓に配置した球の歪を観測し、基準断層面歯列弓の歪が少なくなるように補正すれば良く、熟練者でなくとも容易に補正ができる。 Further, as shown in FIG. 1 and FIG. 2, a photograph is taken using a standard dental arch model in which a plurality of dental arches 9a to 9d having different distances (tomographic planes) from the light receiving unit are arranged, and the images are visually observed. By doing so, it is possible to easily confirm the optimum position between the film surface and the standard dental arch model depending on which row the image of the front teeth that is the reference is optimal. Further, it is only necessary to visually observe the photographed image and observe the distortion of the sphere placed on the dental arch, and to correct the distortion of the reference tomographic surface dental arch so that it can be easily corrected without being an expert.
更に、標準歯列弓モデルを撮影した画像を画像処理装置により画像処理し、球の縦横の歪状態を表示器に表示することにより、客観的な数値として確認することができる。数値での表示だけでなく、設定した基準値に基づき結果を色を変えて表示するようにすれば、どの列の球が最適値になっているかがすぐに判断できる。 Furthermore, an image obtained by photographing the standard dental arch model is processed by an image processing apparatus, and the vertical and horizontal distortion states of the sphere are displayed on a display unit, so that an objective numerical value can be confirmed. In addition to displaying numerical values, if the results are displayed in different colors based on the set reference value, it is possible to immediately determine which column of spheres has the optimum value.
標準歯列弓モデルを撮影した画像を画像処理装置により処理し、縦横の歪の少ない球の位置を求め、基準断層面に配置した球の列との一致を比較することにより、撮像物とフィルムとの距離があっているかがわかり、撮像物の位置を前後にどのように移動させて補正すれば良いかを表示器で表示するようにすれば、熟練者でなくとも容易に確認だけでなく補正までも可能となる。左右の形状倍率の補正も撮影した画像を比較した結果に基づき、同様に表示することにより可能となる。 The image of the standard dental arch model is processed by the image processing device, the position of the sphere with less vertical and horizontal distortion is obtained, and the coincidence with the array of spheres arranged on the reference tomographic plane is compared. If the display shows how to move the position of the imaged object back and forth and correct it, it is not only easy for non-experts to check. Even correction is possible. Correction of the left and right shape magnifications is also possible by displaying in the same manner based on the result of comparing the captured images.
このように、この標準歯列弓モデルを撮像し、基準歯列である歯列９ｂに配置されている球が円形状に歪なく写っていれば、アームの回転速度と受光部の移動速度との同期がとれ、被写体も適切な位置にあり、回転しながら前歯付近で脊髄によるＸ線透過光量の減衰の影響を補正するアームの加減速軌道も正常であることになる。 In this way, if this standard dental arch model is imaged, and the spheres arranged in the standard dentition 9b are reflected in a circular shape without distortion, the rotational speed of the arm and the moving speed of the light receiving unit Thus, the subject is also in an appropriate position, and the acceleration / deceleration trajectory of the arm that corrects the influence of attenuation of the amount of X-ray transmitted light by the spinal cord near the front teeth while rotating is normal.
補正前の本発明の標準歯列弓モデルを撮影した画像例を図６に示す。図６において、下段の基準位置の歯列弓９ｂの前歯部１４が、縦方向に長い画像となっており、基準歯列弓位置が最適になっていないことが判断できる。また、前歯位置で歪が少なく真円画像になっているのは、下から２段目の歯列弓９ｃであり、歯列弓９ｃが撮像物の最適位置となっていることがわかる。これにより、現在、歯列弓９ｃの位置にある断層面に、基準歯列弓９ｂがなるように補正すれば良いことが、熟練者でなくとも容易にわかる。 FIG. 6 shows an example of an image obtained by photographing the standard dental arch model of the present invention before correction. In FIG. 6, the front tooth portion 14 of the dental arch 9b at the lower reference position is a long image in the vertical direction, and it can be determined that the reference dental arch position is not optimal. In addition, it is understood that a circular image with little distortion at the front tooth position is the second-stage dental arch 9c from the bottom, and the dental arch 9c is the optimum position of the imaged object. As a result, it is easily understood even by a skilled person that the reference dental arch 9b may be corrected so that the tomographic plane at the position of the dental arch 9c is now located.
また、歯列弓９ｂの前歯の中心から左右を比較すると、犬歯Ｂ部１５は犬歯Ａ部１６より横幅が狭くなっており、アーム軌道の加減速特性も左右同一の横幅になるよう補正しなければならないことが容易に判断できる。犬歯Ｂ部１５で横幅が狭くなっていることから、この部分のアーム軌道の回転速度の加速への移行を早くすれば良いことがわかる。 Further, comparing the left and right from the center of the front tooth of the dental arch 9b, the canine B part 15 has a narrower width than the canine A part 16, and the acceleration / deceleration characteristics of the arm trajectory must also be corrected to be the same lateral width. It is easy to determine what must be done. Since the width of the canine B portion 15 is narrow, it can be seen that the transition to the acceleration of the rotational speed of the arm orbit of this portion should be accelerated.
標準歯列弓モデル撮影画像を補正した後の画像を、図７に示す。補正前の図６の画像より、標準歯列弓モデルの断層面の位置を補正する。すなわち、図６の基準位置の歯列弓９ｂの位置を歯列弓９ｃの位置に移動し、図３のアーム回転特性を図８の補正前装置特性１７を、特性補正部分１８に示すように、脊髄による影響を補正するため減速し、その後加速する立ち上り位置を早めている。 FIG. 7 shows an image after correcting the standard dental arch model image. The position of the tomographic plane of the standard dental arch model is corrected from the image of FIG. 6 before correction. That is, the position of the dental arch 9b at the reference position in FIG. 6 is moved to the position of the dental arch 9c, the arm rotation characteristic in FIG. 3 is shown as the pre-correction device characteristic 17 in FIG. In order to compensate for the effects of the spinal cord, it slows down and then accelerates its rising position.
この補正により、歯列弓９ｂの犬歯Ｂ部１５、犬歯Ａ部１６とも円形となり、断層面と一致させたことになる。また、歯列弓９ｃは、逆に断層面から外れ横長の画像歪となっている。 By this correction, both the canine tooth B portion 15 and the canine tooth A portion 16 of the dental arch 9b become circular and coincide with the tomographic plane. On the other hand, the dental arch 9c is out of the tomographic plane and has a horizontally long image distortion.
上記の同期ずれ確認と補正方法により、同期ずれの確認と補正を容易に行うことができる。 By the above synchronization deviation confirmation and correction method, synchronization deviation can be easily confirmed and corrected.
図９は図１，２に示した標準歯列弓モデルを撮影して画像確認補正をなす機能を有するパノラマ撮影装置の概略構成を示す図である。アーム２１の端部に、Ｘ線源２２と受光部２３とが取付けられており、受光部２３はイメージセンサにより構成されている。なお、標準歯列弓モデル２０を撮影した画像は、電子データで直接処理される場合を示している。受光部２３がフィルム方式の場合は、フィルムの画像をスキャ―ナなどで読取って電子データに変換し、回線によりＩ／Ｆ（インタフェース）モジュール２４へ伝送することにより、電子データで直接処理される場合と同様となる。 FIG. 9 is a diagram showing a schematic configuration of a panoramic photographing apparatus having a function of photographing the standard dental arch model shown in FIGS. An X-ray source 22 and a light receiving unit 23 are attached to the end of the arm 21, and the light receiving unit 23 is constituted by an image sensor. In addition, the image which image | photographed the standard dental arch model 20 has shown the case where it processes directly with electronic data. When the light receiving unit 23 is a film system, the film image is read by a scanner or the like, converted into electronic data, and transmitted to an I / F (interface) module 24 via a line, thereby being directly processed by electronic data. Same as the case.
Ｘ線源２２より照射されたＸ線は標準歯列弓モデル２０に照射され、その透過光が受光部２３のイメージセンサで受光されて撮影画像となる。この撮影画像は電気信号に変換される。電気信号に変換された画像データは画像Ｉ／Ｆモジュール２４を介して画像処理装置２５へ送られて画像処理され、その結果がモニタ２６に表示される。標準歯列弓モデル２０を撮影した画像を，モニタ２６上に表示することにより、図６や図７に示したように、容易に熟練者でなくても、表示画像によって、同期ずれなどのによる歪の確認と補正方法の判断とが、容易に可能となる。 The X-rays irradiated from the X-ray source 22 are irradiated to the standard dental arch model 20, and the transmitted light is received by the image sensor of the light receiving unit 23 to become a photographed image. This captured image is converted into an electrical signal. The image data converted into the electrical signal is sent to the image processing device 25 via the image I / F module 24 and subjected to image processing, and the result is displayed on the monitor 26. By displaying an image of the standard dental arch model 20 on the monitor 26, as shown in FIG. 6 and FIG. It is possible to easily check the distortion and determine the correction method.
また、画像処理装置２５により、標準歯列弓モデル２０の鋼球の画像歪が算出され、モニタ２４に縦横の歪を算出して表示したり、あるいは、設定された基準値により鋼球の画像歪が基準以内か判断し、結果により色を変えたり、マークを変えて表示することができる。 Further, the image distortion of the steel ball of the standard dental arch model 20 is calculated by the image processing device 25, and the vertical and horizontal distortions are calculated and displayed on the monitor 24, or the image of the steel ball is determined according to the set reference value. It can be judged whether the distortion is within the standard, and the color can be changed or the mark can be changed depending on the result.
図１０を参照すると、画像Ｉ／Ｆモジュール２４からの画像データが画像処理装置２５へ入力されて画像歪が算出され、基準値と比較され表示されるまでの処理フローを示している。図１０において、標準歯列弓モデル２０を撮影した画像データは、２値化処理あるいはグレー処理により球部分の画像抽出が行なわれる（ステップＳ１）。抽出された各球の画像より縦横の最大幅が算出される（ステップＳ２）。算出された縦横の最大幅は基準値と比較され（ステップＳ３）、規定値以上の場合、マークと色を変え画像と共に表示される（ステップＳ４）。図１１は処理された結果のモニタ表示を示す。 Referring to FIG. 10, a processing flow is shown until image data from the image I / F module 24 is input to the image processing device 25, image distortion is calculated, compared with a reference value, and displayed. In FIG. 10, image data of the standard dental arch model 20 is subjected to image extraction of a sphere portion by binarization processing or gray processing (step S1). The maximum vertical and horizontal widths are calculated from the extracted images of the spheres (step S2). The calculated maximum vertical and horizontal widths are compared with a reference value (step S3). If the calculated maximum width is greater than the specified value, the mark and color are changed and displayed together with the image (step S4). FIG. 11 shows a monitor display of the processed results.
画像歪状態により基準値を超えている場合には、カラーマーキングで表示される。この場合のカラーマーキングの方法としては、上限基準値を超えているか、下限基準値以下となっているか、また縦方向側に超えているか、横方向側に超えているかにより、区別して表示される。 When the reference value is exceeded due to the image distortion state, color marking is displayed. In this case, the color marking method is displayed separately depending on whether the upper limit reference value is exceeded, the lower limit reference value or less, the vertical direction side, or the horizontal direction side is exceeded. .
図１１にカラーマーキング表示の例を示す。例えば、図１１では、歯列弓ｂはｂ６を除き歪がなく円状であり、基準歯列弓位置と一致していることが熟練者でなくとも容易に判断できる。また、前歯ｂ６は歪が基準値を超えており、脊髄の影響を補正するための減速から加速を行なう部分の制御が適切でなく、Ｘ線源との同期ずれが生じていることが、同様に容易に判断できる。ｂ６の画像が縦方向に長い楕円であることから、加速位置をｂ５よりに修正すればよいことがわかる。 FIG. 11 shows an example of color marking display. For example, in FIG. 11, the dental arch b is circular with no distortion except for b6, and it can be easily determined even by an unskilled person that it matches the reference dental arch position. Further, the distortion of the front tooth b6 exceeds the reference value, the control of the portion that accelerates from the deceleration for correcting the influence of the spinal cord is not appropriate, and the synchronization with the X-ray source is shifted. Can be easily judged. Since the image of b6 is an ellipse that is long in the vertical direction, it can be seen that the acceleration position may be corrected from b5.
そして、球の画像歪みが基準値を超えて縦方向側に歪んでいる場合には、「赤の丸印」により、また横方向側に歪んでいる場合には、「青の正方形印」により、それぞれカラーマーキング表示を行うようになっているが、かかる表示態様は種々の変形が可能であることは勿論である。 When the image distortion of the sphere exceeds the reference value and is distorted in the vertical direction, it is indicated by “red circle”, and when it is distorted in the horizontal direction, it is indicated by “blue square mark”. Each color marking display is performed, but it is needless to say that the display mode can be variously modified.
以上のように画像の歪状態により、画像に重ねてカラーマーキング表示することにより、容易にＸ線源と受光部との同期の確認と、受光部と撮影物との位置関係がどうなっているか判断とが可能となり、容易に補正を行うことができる。 As described above, color marking is displayed over the image according to the distortion state of the image, so that the synchronization between the X-ray source and the light receiving unit can be easily confirmed and the positional relationship between the light receiving unit and the photographed object Judgment is possible, and correction can be performed easily.
図１２は本発明の他の実施の形態の動作を示すフロー図であり、図１，２に示した標準歯列弓モデル２０を用いて撮影した画像から自動的に補正処理を行う場合の動作を示している。この場合、標準歯列弓モデル２０の、標準的な日本人のの歯列弓９ｂの位置は、既に、図６，７にて説明したようにな方法で、基準位置と一致する補正がなされているものとする。 FIG. 12 is a flowchart showing the operation of another embodiment of the present invention. The operation in the case where correction processing is automatically performed from an image photographed using the standard dental arch model 20 shown in FIGS. Is shown. In this case, the position of the standard Japanese dental arch 9b of the standard dental arch model 20 is already corrected to match the reference position by the method as described in FIGS. It shall be.
先ず、標準歯列弓モデル２０が撮影されて（ステップＳ１１）、各歯列弓を構成する各球の縦横歪が算出される（ステップＳ１２）。これ等各球の縦横歪と基準値とが比較され、図１１に示したようにマーキング処理が行われることになる（ステップＳ１３）。この場合、各歪が基準値以内の場合にはマーキングなし、縦方向が基準値外の場合には赤丸印、横方向が基準値外の場合には青正方形印とされる。 First, the standard dental arch model 20 is photographed (step S11), and the longitudinal and lateral distortion of each sphere constituting each dental arch is calculated (step S12). The vertical and horizontal distortions of these spheres are compared with the reference value, and the marking process is performed as shown in FIG. 11 (step S13). In this case, when each distortion is within the reference value, there is no marking, when the vertical direction is outside the reference value, a red circle mark, and when the horizontal direction is outside the reference value, it is a blue square mark.
標準歯列弓の切り歯部におけるマーキングの有無が判定され（ステップＳ１４）、なければ調整完了であって図３，８に示したアーム回転速度特性（ＶＴカーブと称す）の補正処理はなされないことになる。標準歯列弓の切り歯部におけるマーキングがあれば、マーキングに応じたＶＴカーブの補正処理が、ステップＳ１６に示すようになされる。この場合のＶＴカーブの補正処理として、歪の量に応じて補正量を定めておき、この補正量の補正を行った後、再度ステップＳ１１へ戻り、標準歯列弓の切り歯部におけるマーキングがなくなるまで、上記の処理が繰返されることになる。 The presence / absence of marking at the incisor portion of the standard dental arch is determined (step S14). If the marking is not completed, the adjustment is completed, and the arm rotational speed characteristic (referred to as VT curve) correction processing shown in FIGS. It will be. If there is marking on the incisor portion of the standard dental arch, correction processing of the VT curve corresponding to the marking is performed as shown in step S16. As correction processing of the VT curve in this case, a correction amount is determined according to the amount of distortion, and after correcting this correction amount, the process returns to step S11 again, and marking on the incisor portion of the standard dental arch is performed. The above processing is repeated until there is no more.
ステップＳ１６において、例えば、図１１に示したような撮像画像と歪情報を示すカラーマーキング表示がなされた場合、基準歯列弓ｂの切り歯部分ｂ３〜ｂ６におけるｂ６の位置に赤丸印が付されている。このｂ６の位置は、撮影順番からいえば、中心から後であり、よってＶＴカーブの加速部分を早めるように、ＶＴカーブデータが変更されることになる。 In step S16, for example, when the color image indicating the captured image and the distortion information as shown in FIG. 11 is displayed, a red circle is added to the position of b6 in the incisor portions b3 to b6 of the reference dental arch b. ing. The position of b6 is later from the center in the order of photographing, and therefore the VT curve data is changed so as to accelerate the acceleration portion of the VT curve.
上記の図１０及び図１２に示した処理フローは、プログラムとしてその動作手順を予め記録媒体に格納しておき、それをコンピュータ（図９の画像処理装置２５）に読取らせて実行させるようにすることができること明白である。 In the processing flow shown in FIGS. 10 and 12, the operation procedure is stored in advance in a recording medium as a program, and is read and executed by a computer (the image processing device 25 in FIG. 9). It is clear that you can do it.
３ 断層域
７，１３ 真円鋼球
８，８ａ〜８ｄ 透明アクリル板
９ａ〜９ｄ，１２ 歯弓列
２１ アーム
２２ Ｘ線源
２３ 受光部
２４ 画像Ｉ／Ｆモジュール
２５ 画像処理装置
２６ モニタ
3 Fault area
7,13 Round steel ball 8,8a-8d Transparent acrylic plate 9a-9d, 12 Dental arch row
21 arm
22 X-ray source
23 Light receiver
24 Image I / F module
25 Image processing device
26 Monitor
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