CN102917641A - 放射线摄像装置及使用于该装置的模型 - Google Patents

Abstract

在全景摄像装置的摄像空间内配置模型，该模型具有位于预定的断层面上且能够由X射线将已知的位置信息图像化的标识。用检测器收集来自X射线源的X射线的透过数据，来制作全景图像。根据标识的已知的位置信息和全景图像上的标识位置信息，来运算X射线管和检测器间的距离信息（Rs、Rd）及相对于检测器的X射线管的高度信息（B1）。根据该运算结果和收集数据，来运算加入了连接X射线管和检测器的线的位置变化量的、规定X射线管、检测器及断层面的位置关系的参数（Δx/ΔFi、θ、Δθ/ΔFi、D、A、CX、CY）。由此校准三维图像重建的参数。

Description

放射线摄像装置及使用于该装置的模型

技术领域

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

背景技术

近年，盛行根据断层X射线摄影合成方法（tomosynthesis）的被测体的断层摄影方法。该断层X射线摄影合成方法的原理早已知道（例如参照专利文献1）。近年来，也提出了着眼于该断层X射线摄影合成方法进行图像重建时的简单方便的断层摄影方法（例如参照专利文献2及专利文献3）。而且，其例多见于牙科及乳房X光摄影中（例如参照专利文献4、专利文献5、专利文献6）。

以往，作为较好地应用了该断层X射线摄影合成方法的放射线摄像装置之一，有使用了X射线的牙科用全景摄像装置。该全景摄像装置因X射线检测器（以下称为检测器）的移动受到限制，因此，对按照摄像空间中机械设定的轨迹的断层面（称为基准断层面）聚焦。还有，摄像空间是指，位于在被测体的下巴部的周围旋转的X射线管和检测器之间的、X射线路径移动的空间。

因此，只有在牙列沿着基准断层面位于摄像空间时，图像的焦点才被最佳化。但是，在牙列从基准断层面偏离的情况下，图像失去最佳的焦点，变得模糊。所以，在希望高精确度地观看不清晰的部分时，为了清晰地观看模糊的部位，而重新进行被测体的定位来进行数据的重新收集、或实施模糊的部分的口内摄影，从而得到更清晰的图像。

另一方面，近年来，已开发出如专利文献7所述的，使用可以高速（例如300FPS）收集X射线的检测数据的检测器，将该检测数据全部读入计算机，执行断层X射线摄影合成方法的X射线全景摄像装置。在该装置的情况下，可以用断层X射线摄影合成方法来处理检测数据以生成断层面的全景图像，并且将该断层面的位置变更至该面的前后方向上，从而生成该变更的断层面的全景图像。为了进行该图像生成，预先使用模型求出、或通过理论计算求出与检测器的检测面（即X射线的入射面）平行的多个断层面的距离信息（称为移位&加法量或者增益）。在摄像时，在使配对的X射线管和检测器在被测体的下巴部的周围旋转的同时进行数据收集。此时的旋转中心的位置接近或远离牙列。通过将收集的数据由使用了上述距离信息的断层X射线摄影合成方法进行软件处理，来制作模糊较少的图像。

在先技术文献

专利文献

专利文献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2008-11098

专利文献6：美国专利公开US2006/0203959A1

专利文献7：日本特开2007-136163

发明内容

发明所要解决的问题

在上述专利文献7所记载的全景摄像装置的情况下，假定重建的多个断层面存在于连接各旋转角度的位置上的检测器和X射线管的线上的某个位置上，基于该假定，使用断层X射线摄影合成方法来制作各断层面的全景图像。因此，在制作其它断层面的全景图像等变更断层面时，图像放大率改变，因此在图像纵向（牙列的上下方向）上产生由该变化引起的变形。图像已被数字化，因此如果牙列正确地定位在基准断层面上，则能够制作在纵横两方向上都没有变形的图像。

但是，在偏离该定位的条件的情况下，图像必然发生变形。而且，在牙列没有沿着基准断层面的情况下，重建的全景图像也会产生横向模糊。在该情况下，如果通过图像处理制作聚焦正确的图像，则横向变形（模糊）变少。但是，即使在该情况下，纵向变形因与移位&加法量不相关，因此在全景图像上残留纵向变形。当图像有变形时，例如图像上的2点的距离与实体相比不能准确描绘出来。当然，该2点间的距离也无法正确测量等、使用了全景图像的测量能力低。

上述纵向变形的原因如下所述。在数据收集时，X射线管和检测器以彼此不同的半径并且彼此正对地围绕牙列的周围旋转。在该旋转过程中，使配对的X射线管和检测器相对于牙列的旋转角度、即从X射线管向检测器照射的X射线束的照射角度依次变化来执行X射线扫描。此时，随着旋转角度变化，X射线管和检测器的旋转中心（旋转中心：X射线管和检测器一同以该相同的旋转中心为中心旋转）的位置接近或远离牙列。由于该旋转中心的变化，牙列的纵向放大率在牙列的牙列方向上的各位置上不同，这成为全景图像的纵向变形发生的原因。

当然，在改变了断层面时也产生该变形。因此，由专利文献7所记载的全景摄像装置生成的全景图像不适合定量测量。而且，也难以观看减法等随时间的变化。所以，其临床用途有限。这就是，以往的全景摄像装置不能用作真正的口内摄影的代替手段，比不上牙科用的CT的理由之一。

可是，全景摄像装置在各制造商间当然有区别，即使在相同制造商的制造过程中每个该装置的机械动作也有偏差。特别是，在使X射线管和检测器旋转的机构中，这样的偏差的影响作为误差影响重建的全景图像。因此，需要对每个装置检查X射线管和检测器之间的位置关系、配对的X射线管和检测器的旋转中心的移动情况、该移动的速度、甚至X射线的照射方向等因子是否依照设计等，并预先掌握其偏差的信息。获得该信息意味着三维地掌握摄像空间的构造（相对于基准断层面的位置关系）。应该对每个装置掌握该信息而使得到的信息反映于全景的重建，但是以往的现状是，没有这样的必要性，同时没有这样的结构或方法。

本发明是鉴于上述以往的情况而完成的，其目的在于提供放射线摄像装置及使用于该装置的模型，通过使用了模型的扫描，准确地掌握相对于摄像空间内的预定断层面的、每个放射线的照射角度的摄像系统的构造、即摄像空间的三维构造，使用构造信息而使变形更少，从而可以提供更高精确度地反映摄影对象的三维实际位置的图像。

本发明的进一步的目的在于，特别是提供放射线摄像装置及使用于该装置的模型，使用上述构造信息而排除或减轻基于断层X射线摄影合成方法重建的图像上的纵向变形，从而可以提供更高精确度地反映实体物的三维位置的断层像。

解决问题的方法

为了实现上述目的，本发明的一个方式提供放射线摄像装置，其具备：放射线源，发射放射线；检测器，与所述放射线源对峙地配置，并且在所述放射线入射时，以帧单位输出与该放射线对应的数字电量的二维数据；移动单元，使该放射线源及该检测器、该放射线源、或所述对象物中的一个，相对于该放射线源、该检测器及该对象物中的其余的要素进行相对移动，以使在所述放射线源和所述检测器之间的摄像空间中连接该放射线源和该检测器的线发生位置变化；以及数据收集单元，在通过所述移动单元使所述放射线源及所述检测器、该检测器、或所述对象物移动期间，以帧单位收集从所述检测器输出的所述数据，其中，使用通过所述数据收集单元收集的所述数据，来生成所述对象物的摄像部位的三维图像，该放射线摄像装置的特征在于，具备：模型，配置于所述摄像空间并具有标识，该标识通过该配置而位于该摄像空间内的预定的断层面上，且能够由所述放射线将已知的位置信息图像化的；图像制作单元，在将所述模型装置配置于所述摄像空间的状态下，根据相应于从所述放射线源发射的放射线而由所述数据收集单元收集的数据，来制作图像；第一运算单元，根据所述标识的已知的位置信息和从所述图像得到的所述标识的位置信息，运算所述放射线源和所述检测器间的距离信息及相对于所述检测器的所述放射线源的高度信息；以及第二运算单元，根据所述第一运算单元的运算结果和所述数据，运算加入了所述线的位置变化量的、规定所述摄像空间中的所述放射线源、所述检测器及所述断层面的位置关系的参数。

而且，为了实现所述目的，本发明的其它方式提供一种模型，其被配置在全景摄像装置中的X射线源和检测器之间的空间内，该全景摄像装置，使发射X射线的X射线源和将所述X射线作为电信号进行检测的检测器隔着对象物彼此对置，并使该X射线源和该检测器围绕该对象物的周围旋转，同时通过该检测器检测所述X射线作为数字电量的帧数据，并根据所述帧数据制作所述对象物的断层面的全景图像，该模型的特征在于，具备：底座；多个支柱，分别沿着将作为所述断层面的基准断层面投影到所述底座而生成的基准面轨迹、及与该基准面轨迹隔开且与该基准面轨迹并行的其它轨迹，按每个轨迹直立设置；以及标识，分别配设于所述多个支柱，且其X射线透过率至少与该支柱的X射线透过率不同。

发明效果

如上所述，根据本发明，提供放射线摄像装置及使用于该装置的模型，通过使用模型的扫描，准确地掌握每个放射线的照射角度的摄像系统的构造、即摄像空间的三维构造，使用其构造信息可以提供变形更少且更高精确度地反映了摄影对象的三维实际位置的图像。

附图说明

在附图中，

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配对的X射线管与检测器进行旋转时的旋转中心轨迹的图。

图3是用于说明在全景摄像装置中X射线管、三维基准断层面以及检测器的几何关系的立体图。

图4是用于概略说明全景摄像装置的电构成的框图。

图5是表示全景摄像装置的控制器及图像处理器协同执行的用于摄像的处理的概要的流程图。

图6是用于说明X射线管、三维基准断层面、旋转中心以及检测器的位置关系的图。

图7是表示模型的一例的部分断裂的立体图。

图8是用于说明模型的底座上的、具有标识的支柱的植设位置和用于校准的断层面的位置的关系的图。

图9是用于说明植设在基准断层面的位置上的支柱的一例的立体图。

图10是用于说明植设在外侧断层面的位置上的支柱的一例的立体图。

图11是用于说明映入基准面全景图像的标识的位置和检测器与标识的位置关系的图。

图12是用于说明本发明涉及的全景图像的重建的原理的图。

图13是将图3中的几何学位置关系数值化来进行说明的图。

图14是用于说明通过控制器及图像处理器协作执行的、摄像空间的结构分析及校准的顺序的概略的流程图。

图15是说明用于测定X射线的照射（投影）角度的偏离的顺序的图。

图16是用于说明X射线的照射角度的偏离的图。

图17是用于说明角速度曲线的一例和相应于X射线的实际照射角度的偏离对其进行补正的情况的图。

图18是用于说明X射线照射角度=0度时的标识和其成像位置的位置关系的图。

图19是用于说明X射线照射角度=0度以外的角度时的标识和其成像位置的位置关系的图。

图20是用于说明加入了本实施方式中的纵向放大率的补正的、注视X射线管的位置的方向的三维投影的概念的图。

图21是用于说明帧数据与全景图像映射位置之间的关系的曲线图。

图22是表示基准面全景图像的一例的模式图。

图23是表示在基准面全景图像上设定ROI时的图像的一例的模式图。

图24是用于说明图像处理器执行的确定牙齿实际存在位置、形状的处理的概要的流程图。

图25是用于说明随着配对的X射线管与检测器的旋转中心的变化的、从三维全景图像上的Z轴方向的同一位置向X射线管投影的角度的不同的图。

图26是表示三维基准图像的一例的模式图。

图27是用于说明附加到三维基准断层面上的多个平行断层面的立体图。

图28是用于说明随着配对的X射线管与检测器旋转中心的变化的、从三维全景图像上的Z轴方向的同一位置向X射线管投影时在多个断层面上的位置的不同的图。

图29（1）是用于说明与图29（2）同样地协作而对三维基准图像上的每个位置确定最佳焦点的断层面的处理的图。

图29(2)是用于说明与图29（1）同样地协作而对三维基准图像上的每个位置确定最佳焦点的断层面的处理的图。

图30是例示出在最佳焦点位置确定处理中频率分析结果的曲线图。

图31是表示在最佳焦点位置确定处理中最佳焦点断层面位置的一例的曲线图。

图32是例示出根据断层面位置而变化的频率特性图案的曲线图。

图33是用于说明牙齿实际存在位置从三维基准断层面偏离状态的图。

图34是根据放大率大小说明将牙齿从三维基准断层面的位置移位至其实际存在位置的状态的图。

图35是根据放大率大小说明将牙齿从三维基准断层面的位置移位至其实际存在位置的状态的图。

图36是根据放大率大小说明将牙齿从三维基准断层面的位置移位至其实际存在位置的状态的图。

图37是用于说明为了确定位置而移动三维基准图像上的处理点的处理的立体图。

图38是用于说明确定按照每个处理点确定的最佳焦点断层面的位置确定、和其确定异常的立体图。

图39是表示通过确定最佳焦点断层面位置和平滑处理而制作的三维自动对焦图像的模式图。

图40是用于说明将三维自动对焦图像投影到三维基准断层面上的处理的概念图。

图41是说明投影到三维基准断层面上的图像和设定在其中的ROI的模式图。

图42是用于说明将三维自动对焦图像投影到基准面全景图像的二维面上的处理的概念图。

图43是概要说明二维参照图像和设定在其中的ROI的图。

图44是表示模型的变形例的图。

图45是表示模型的变形例的其它图。

附图标记：

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（放射线源）

32、检测器

33、限束器

41、高电压发生器

53、缓冲存储器

54、图像存储器

55、帧存储器

56、图像处理器

57、控制器

58、操作器

60、显示器

101、模型

111、底座

113、113’、支柱体

114~116、模型

具体实施方式

下面，参照附图说明本发明的实施方式。

参照图1~43，说明本发明涉及的放射线摄像装置及使用于该装置的模型的一个实施方式。在本实施方式中，该放射线摄像装置作为牙科用X射线全景摄像装置来实施。下面详细描述该全景摄像装置。

图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牙列的实际三维位置（实际存在位置），且可以基于断层X射线摄影合成方法（tomosynthesis）来生成（重建）对该牙列的纵向放大率的变化（不同）进行了补偿的牙列的全景图像。

说明该全景摄像装置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站立或坐在轮椅上的姿势下的数据；控制及运算装置12，由计算机构成，用于控制该箱体11进行的数据的收集，并且使用该收集数据制作全景图像，且与操作者（医生、技师等）之间互动或自动进行全景图像的后处理。

箱体11具备：架子部13；摄影部14，相对于该架子部13可上下移动。摄影部14安装成可在架子部13支柱的规定范围内上下移动。

在此，为了便于说明，对全景摄像装置，设定以架子部13长度方向即上下方向为Z轴的XYZ直角坐标系。还有，对后述的二维全景图像，将其横轴方向表示为j轴、将纵轴方向表示为i轴（=Z轴）。

摄影部14具备：上下移动单元23，从侧面观看呈大致

状；旋转单元24，被该上下移动单元23可旋转（转动）地支承。上下移动单元23，通过设置在架子部13上的未图示的上下驱动机构（例如马达、以及齿条和小齿轮），可在高度方向的规定范围内沿Z轴方向（纵轴方向）移动。用于其移动的指令，从控制及运算装置12发送给上述上下驱动机构。

上下移动单元23，如上所述，从其一侧的侧面观看呈大致

状，并且一体地形成有分别位于上下侧的上侧臂23A及下侧臂23B和与该上侧、下侧臂23A、23B连接的垂直臂23C。垂直臂23C可上下移动地被所述架子部13支承。在上侧臂23A的内部设置有旋转驱动用的旋转驱动机构30A（例如电动马达及减速齿轮等）。该旋转驱动机构30A从控制及运算装置12接受旋转驱动用指令。旋转驱动机构30A的输出轴，即电动马达的旋转轴，配置成从上侧臂23A向下侧（Z轴方向下侧）突出，并且在该旋转轴上可旋转地结合有旋转单元24。也就是说，旋转单元24悬挂在上下移动单元23上，通过旋转驱动机构30A的驱动力而旋转。

而且，旋转驱动机构30A与移动机构30B连结。该移动机构30B由未图示的电动马达、齿轮等构成。该移动机构30B也从控制及运算装置12接受旋转驱动用指令而动作，并且可沿XY面移动旋转驱动机构30A即旋转单元24。由此，可以使后述的配对的X射线管和检测器的旋转中心的移动轨迹，在沿XY面的规定范围中二维地沿一定轨迹移动。

另一方面，下侧臂23B在其前端部形成有腮托25。在该腮托25上可拆卸地安装有头靠26。因此，被测体P咬住咬合块（也简称为咬合），把下巴放在腮托25上，并且将前额靠在头靠上。由此，被测体P的口腔部被固定在后述的摄像空间内的规定位置上。

旋转单元24在其使用状态下、从其一侧侧面观看形成为大致

状，其开放端侧朝向下侧且旋转自如地安装在上侧臂23A的马达输出轴上。详细地说，一体地具备，在横向即XY平面内大致平行旋转（转动）的横臂24A，和从该横臂24A的两端部向下方（Z轴方向）延伸的左右纵臂（第一纵臂、第二纵臂）24B、24C。旋转单元24也在控制及运算装置12的控制下进行驱动及动作。

在第一纵臂24B内部的下端部装备有作为放射线发射源的X射线管31。该X射线管31例如由旋转阳极X射线管构成，从其靶（阳极）向第二纵臂24C放射状地放射X射线。由于撞击该靶的电子束焦点小，例如直径为0.5mm（~1mm左右），所以该X射线管31作为点状的X射线源而发挥作用。在X射线管31的前面的规定位置上安装有狭缝状的限束器33。通过该限束器33将入射到检测器32的X射线缩小到其检测面（即实际收集用窗口（例如宽5.0mm的窗口））。

另一方面，在第二纵臂24C内部的下端部装备有作为放射线检测单元的、将X射线检测元件配置成二维状（例如64×1500矩阵状）的数字X射线检测器32，用于检测入射到其检测面的X射线。作为一例，该检测器32具有由CdTe制作的纵向长的检测面（例如横向6.4mm×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的检测时的横向的有效宽度，通过所述限束器33设定为例如约5.0mm。该检测器32可以将例如以300fps帧率（1帧例如是64×1500像素）入射的X射线，作为与该X射线量相应的数字电量的图像数据来收集。下面，将该收集数据称为“帧数据”。

摄影时，X射线管31及检测器32，隔着被测体P的口腔部彼此倾斜对置或彼此正对，并围绕口腔部周围旋转。所谓“X射线管31及检测器32彼此正对”是指，由X射线管31照射的X射线束的中心轴（投影到XY面时的中心轴）与检测器32的检测面正交的状态。而且，“X射线管31及检测器32彼此倾斜对置”是指，上述X射线束的中心轴以90度以外的角度（0度＜角度＜90度）入射到检测器32的检测面的状态。因此，在执行根据断层X射线摄影合成方法的扫描时所需要的X射线管31及检测器32的旋转（移动）的方法，如上所述，可以采用各种各样的方式。

但是，在本实施方式中，X射线管31及检测器32，总是隔着被测体P的口腔部彼此正对，并且它们每对，被驱动为一体地围绕口腔部周围旋转。但是，该旋转并不是单纯的画圆的旋转。也就是说，在本实施方式的情况下，配对的X射线管31及检测器32，以其移动的旋转中心RC（参见图2、3）为中心被旋转驱动。虽然将在后面进行描述，但从旋转中心RC到X射线管31及检测器32的距离是考虑纵向放大率而决定的。如图2所示，旋转中心RC被旋转驱动为画出轨迹A或轨迹B，该轨迹A为从牙列的里侧向前牙大致直线状地往返的轨迹，该轨迹B为，同样地从牙列的里侧向前牙直线状地前进、此后以锐角折返并直线状地返回的、稍微带角度的三角形状的轨迹。因此，X射线管31及检测器32在适当变换角速度的同时进行旋转。

还有，作为旋转中心RC的轨迹还有轨迹C，该轨迹C为，从一侧的臼齿部侧向前牙以圆弧状前进，此后同样地以圆弧状返回相反侧的臼齿部侧的人字形的轨迹。该轨迹C特别是预先设计成在沿标准的形状及尺寸的牙列的断层面（下面、三维基准断层面）上对焦X射线的焦点且机械地追踪该三维基准断层面的轨迹。在使X射线焦点追踪该三维基准断层面SS时，X射线管31及检测器32也在适当变换角速度的同时进行旋转。

这样，在X射线管31及检测器32旋转的同时执行X射线的扫描，因此由X射线管31及检测器32的旋转轨迹包围的内部的空间形成了摄像空间。

从Z轴方向观看三维基准断层面时在XY面上的轨迹，如上所述，呈大致马蹄形，图2表示一例。该三维基准断层面的轨迹，例如记载在文献“R.Molteni,‘A universal test phantom for dental panoramic radiography’MedicaMudi.vol.36,no.3,1991”。X射线管31、三维基准断层面SS、检测器32以及贯穿旋转中心RC的位置的旋转轴AXz的几何学位置关系如图3所示。但是，旋转中心RC的位置，如图2中虚线A、B及C所示，根据X射线照射角度而改变。三维基准断层面SS与检测器32的入射口（X射线检测面Ldet，参照图6）平行，是沿Z轴方向的弯曲的断面，二维展开时设定为细长矩形的断面。

图4是表示用于控制及处理该全景摄像装置的电性的框图。如该图所示，X射线管31通过高电压发生器41及通信线路42与控制及运算装置12连接，检测器32通过通信线路43与控制及运算装置12连接。高电压发生器41设在架子部13、上下移动单元23或旋转单元24上，通过来自控制及运算装置12的控制信号，与对于X射线管31的管电流及管电压等X射线放射条件以及放射时机的时序相应地被进行控制。

控制及运算装置12，例如为了处理大量图像数据，由可存储大容量图像数据的例如个人计算机构成。具体为，控制及运算装置12，其主要构成要素具备：通过内部总线50彼此可通信地连接的接口51、52、62；缓冲存储器53；图像存储器54；帧存储器55；图像处理器56；控制器（CPU）57；及D/A转换器59。在控制器57上可通信地连接有操作器58，而且，D/A转换器59还与显示器60连接。

其中，接口51、52分别与高电压发生器41、检测器32连接，对在控制器57与高电压发生器41、检测器32之间交叉的控制信息或收集数据的通信进行中继。而且其它接口62用于连接内部总线50与通信线路，以使控制器57可与外部装置进行通信。由此，控制器57不仅可以获得通过外部的口内X射线摄影装置摄影的口内图像，同时可以将由本摄影装置摄影的全景图像以例如DICOM（Digital Imaging and Communications in Medicine：医学数字影像和通信）标准发送给外部服务器。

缓冲存储器53临时存储通过接口52接收的来自检测器32的数字化的帧数据。

而且，图像处理器56处于控制器57的控制下，具有如下功能，与操作者之间互动执行：摄像空间的结构分析、校准所需的处理、三维基准断层面的全景图像的制作、及该全景图像的后利用所需的处理。用于实现该功能的程序，预先存储在ROM61中。为此，该ROM61作为存储本发明涉及的程序的记录介质而发挥作用。还有，该程序虽然也可以预先存储在ROM61中，但根据情况，也可以从外部系统通过通信线路或可便携式存储器安装在未图示的RAM等记录介质上。

在本实施方式中，由装置预先准备上述三维基准断层面。还有，三维基准断层面也可以在摄影之前从装置预先准备的多个断层面中进行选择。也就是说，作为三维基准断层面的固定断面不变，但通过这种选择动作，也可以将三维基准断层面的位置，在牙列纵深（前后）方向的一定范围内进行变更。

通过图像处理器56处理或处理过程中的帧数据、图像数据及校准用查找表（LUT）可读写地存储在图像存储器54中。图像存储器54使用例如硬盘等大容量的记录介质（非易失性且可读写）。而且，帧存储器55使用于显示重建的全景图像数据、后处理的全景图像数据等。存储在帧存储器55中的图像数据，以规定周期被D/A转换器59呼出并转换成模拟信号而显示在显示器60的画面上。

控制器57根据预先存储在ROM61中的负责整个控制及处理的程序来控制装置构成要素的整个动作。这种程序被设定为，能够互动地接受来自操作者的各控制项目的操作信息。因此，如后述，控制器57构成为能够执行帧数据的收集（扫描）等。

因此，如图1所示，患者以站立或坐姿等把下巴放在腮托25位置并咬住咬合块，同时将前额靠在头靠26上。由此，患者头部（下巴部）位置固定在旋转单元24的旋转空间的大致中央部。在这种状态下，通过控制器57的控制，旋转单元24沿XY面围绕患者下巴部周围旋转。

还有，也可以不通过咬住咬合块进行位置确定，而是通过患者咬住棉花之类的物体，用耳杆固定耳朵，之后用正面的镜子确认旋转是否没有变形，来进行位置确定。

该旋转过程中，在控制器57的控制下，高电压发生器41以规定周期的脉冲模式向X射线管31供给放射用高电压（被指定的管电压及管电流），从而以脉冲模式驱动X射线管31。由此，从X射线管31以规定周期放射脉冲X射线。在该脉冲驱动中，有时使用半波整流了的驱动信号，有时使用利用了倒相电路的DC驱动方式的驱动信号。该X射线透过位于摄影位置的患者下巴部（牙列部分）入射到检测器32中。如上所述，检测器32以很高的帧率（例如300fps）检测入射X射线，并以帧单位依次输出所对应电量的二维数字数据（例如64×1500像素）。该帧数据经由通信线路43，并经由控制及运算装置12的接口52临时存储在缓冲存储器53中。该临时存储的帧数据，之后转送到图像存储器53被存储。

因此，图像处理器56利用存储在图像存储器53中的帧数据，将摄像焦点对焦在三维基准断层面SS上的断层像重建为基准面全景图像。也就是说，该基准面全景图像被定义为“假设牙列存在于三维基准断层面SS上时的全景图像”。而且，该图像处理器56，使用该基准面全景图像进行制作三维（3D）图像及三维自动对焦图像等的处理。图5表示该处理的概要。还有，上述三维基准图像被定义为，“假设牙列存在于三维基准断层面SS上时的三维图像”。而且，三维自动对焦图像被定义为，“利用帧数据或基准面全景图像数据将牙列从三维基准图像自动进行了最佳焦点化的表面图像”。也就是说，该三维自动对焦图像是，模糊较少且高精确度地表现了牙列实际存在位置及其实际尺寸的最佳焦点图像。

特别是，三维自动对焦图像是考虑了每个被测体牙列的实际存在位置都不同的事实的图像。也就是说，每个被测体的牙列不会沿三维基准断层面SS（参照图6），而部分或整体偏离三维基准断层面SS，或从该面倾斜。因此，三维自动对焦图像被制作成，能够自动且高精确度地确定每个被测体牙列的实际三维位置、形状的同时，从该确定结果自动描绘出实际牙列形状。

从X射线管31（X射线管焦点被视为点状）照射的X射线通过限束器33而被照射。该X射线（X射线束）透过被测体P的口腔部之后，被在Z轴方向具有一定长度且具有横向宽度的纵向长的检测器32检测。为此，X射线的照射方向如图3、6所示地倾斜。所以，牙齿实际大小与该牙齿阴影在检测器32的检测面Ldet上形成的投影图像的大小之比（在本实施方式中，将该比称为“放大率”），与旋转中心RC的位置相应地变化。该放大率分别存在于纵向及横向（也就是说，通常成为牙齿的纵向及横向）。以图6的纵向的例说明，牙齿实际高度P₁real与在检测面Ldet上的高度P₁det之比根据旋转中心RC的位置相应地变化。该旋转中心RC的位置，如图2的例示，配对的X射线管31及检测器32的旋转轨迹预先设定，以便能够在一次扫描（数据收集）的过程中变化。

其理由如下。如图6所示，X射线管31与检测器32之间的距离Rs+Rd保持一定，且从旋转中心RC至X射线管31及检测器32的距离Rs、Rd（本实施方式中Rs＞Rd）也保持一定。另一方面，为了将焦点对焦在三维基准断层面SS上而进行扫描，在一次扫描（数据收集）的过程中，对于大致马蹄形状弯曲的牙列，旋转中心RC的位置轨迹，作为一例采用了如上所述的锐角三角形的轨迹B（参照图2）。

具体地说，从旋转中心RC至三维基准断层面SS的距离D和从检测器32至三维基准断层面SS的距离Rd-D随着扫描的进行而发生变化。相应地，由于旋转中心RC接近或远离牙列，所以X射线管31也接近或远离牙列。由于X射线管31的X射线焦点被视为点状，所以对高度而言，即使是相同高度的牙齿，X射线管31越接近牙列，则检测面Ldet上的投影图像越大。即，放大率大。以图2的例进行说明，扫描前牙部时与扫描臼齿部（磨牙侧）时相比，旋转中心RC更接近牙列，因此放大率相应变大。例如，扫描前牙部的X射线照射方向θ=0度时的距离d1，对于扫描臼齿部的X射线照射方向θ=60度、75度时的距离d2、d3，具有d1＜d2、d1＜d3、d2＜d3的关系。如图2所示的旋转中心RC轨迹只是一例，但是该旋转中心RC接近后远离牙列的情况，通常是适用于以将焦点对焦在三维基准断层面SS上的方式扫描X射线的全景摄像装置的情况的设计事项。

这样，由于放大率根据牙列的位置而改变，所以除非是补正了该放大率的影响的全景图像，否则就不能高精确度地且定量地分析口腔部构造或随时间的变化。

并且，被测体的实际牙列，不管是其整体或部分，基本上不在三维基准断层面SS的位置上。因此，如果要避免放大率的影响，就必须同时考虑牙列从三维基准断层面上偏离的问题。

但是，以往的全景图像，制作时并未考虑上述放大率引起的问题及实际牙列的偏离的问题。所以，使用了以往的全景图像的牙列的定量结构分析非常困难。因此期望一种全景图像，即使在以每个被测体的各种形状的牙列或处于各种位置的牙列为对象的情况下，且与同一牙列中的牙齿位置无关地，都能够高精确度地确定三维的实际存在位置。

在这一点上，本实施例涉及的全景摄像装置，其特征之一如下，能够消除在同一牙列也会由于放大率在每个牙齿位置不同而引起的图像失真，同时自动且高精确度地确定牙列的实际三维位置（包括形状）。由此，能够提供位置（形状）确定精确度极高的三维全景图像。

在本实施例中，为了获得断层面的图像而使用了断层X射线摄影合成方法（tomosynthesis）。也就是说，通过扫描而以一定帧率收集的多个帧数据，将根据二维全景图像的映像位置，彼此移位并进行相加处理（移位&相加）。所以，在本实施例中所说的“最佳焦点”是指“焦点最准，未出现散焦”的意思，说明所注目的部位的分辨率比其它部位高，或图像整体分辨率更高。

基准面全景图像制作成后，该数据存储在图像存储器54中，同时以适当方式显示在显示器60上。其中，显示方式等反映操作者通过操作器58施加的意图。

规定摄像空间的参数的校准：

在说明摄像前，使用图7~图20来说明使用了模型的、表示相对于摄像空间中的基准断层面的摄像系统的三维构造的几何学参数的值或变化量的推定处理、即校准。该校准的结果被反映到图像重建，并且根据需要被用于摄像空间的结构分析或设计。

伴随着该校准的处理由控制器57及图像处理器56协作执行。也可以设置校准专用的处理器。在本实施例中，该校准的特征在于使用模仿了被测体P的牙列的模型。

模型：

图7表示该模型101的部分断裂了的外观。该模型101是由一个就足以进行这种校准所需的参数的测定的通用模型。还有，本发明涉及的模型未必限定于该通用模型，如后所述，只要能够对三维图像重建所需的参数实施校准，其形态当然能够进行各种变形。后面将说明几个该变形例。

该通用模型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7、8所示，底座111呈四方板状，由透明的树脂部件制造。在该底座111的上面设定有：将三维基准断层面SS投影到XY面时的基准面轨迹Ors；以及在距该基准面轨迹ORs规定距离DS、例如20mm外侧、例如与该基准面轨迹ORs平行地引出的外侧面轨迹ORouter。为了使操作者容易分辨，这些轨迹ORs、ORouter可以在底座111的面上实际作为线描绘来，也可以是虚拟的。

在该底座111的上面，在这些双方的轨迹ORs、ORouter与将X射线管31及检测器32以聚焦到基准断层面SS的方式旋转移动时的各个X射线照射角度θ的交点上形成四方植设孔111A。还有，上述两轨迹ORs，ORouter间的距离DS不一定非要设定为20mm，只要是在限定的尺寸关系中可以更高精确度地运算后述的参数的值即可。

如图9、10所示，多个支柱113分别形成为丙烯酸等树脂制的方柱。各支柱113具备一定长度的方柱状支柱主体113A和分别一体突设在其上下端的四方柱状的突起113B。支柱主体113A的与其长度方向正交的断面尺寸例如为5mm×5mm，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11A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9所示，第三标识116以从支柱主体113A的上端离开例如30mm的位置为中心，沿纵向固定设置。该第三标识116具有一定长度，其长度例如为20mm。该第三标识116通过与上述第一及第二标识114、115同样的方法来植设。

还有，上述支柱113及标识位置的尺寸只是例示，可以设计为其它适当尺寸。

以上，参照图7说明了沿着基准面轨迹Ors配设的模型113。

另一方面，沿着外侧面轨迹ORouter配设的模型113’如图10所示地构成。在此，很有兴趣的特征为，将图9所示的模型113上下颠倒即成为图10的模型113’。因此，在各模型113’上也是第二、第一标识115、114在上下端附近横向设置，且第三标识116在第一标识114附近的位置上纵向设置。标识的植设方法也完全相同，因此组装模型101时，在基准面轨迹Ors和外侧面轨迹ORouter之间将方向颠倒改变即可，可以实现工具的共通化并降低制造成本。当然，也可以为了不混淆彼此颠倒的方向而赋予不影响X射线透过的上下端的记号、或施以使植设用的突起113B及植设孔111A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（=ΔX/ΔFi）及相对于各个X射线照射角度θ的实际投影角度的标识。

即，位于基准面轨迹ORs及外侧面轨迹ORouter的第一、第二及第三标识114、115及116映入基准面全景图像及外侧面全景图像。在例如以X射线照射角度θ=75度观看的情况下，例如图11（A）所示描绘在基准面全景图像上。也就是说，根据图11（B）所示的几何关系，在基准面全景图像上，从上开始依次描黑位于基准面轨迹Ors的第一标识114（ORs）、位于外侧面轨迹ORouter的第二标识115（ORouter）、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）。

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（ORs）、115（ORouter）、115（ORs）及114（ORouter）的图像描绘为横向黑线，被用来测定X射线管31、检测器32、旋转中心RC及基准断层面SS之间的距离关系的参数、以及X射线管31相对于检测器32的高度位置的参数。而且，两个标识116（ORs）及116（ORouter）的图像描绘为纵向黑线，被用来测定后述的被称为增益的量（=ΔX/ΔFi）及相对于各个X射线照射角度θ的实际投影角度。在X射线的照射角度自设计值或想定值偏离的情况下，实际投影角度也偏离于这些值，因此两个标识116（ORs）及116（ORouter）的纵向黑线的位置不一致，描绘为向横向偏离。可以通过运算该偏离来测定实际投影角度的偏离。

这样，关于摄像空间中的摄像系统的距离以及高度，模型101可以通过一次扫描即可给出充分的位置信息。因此，该模型101发挥能够单独测定不同种类的参数的通用性。

还有，也可以不设置顶板112。但是，在底座111上植设的多个支柱113上，要求该标识114、115、116保持高精确度的空间位置。因此，在设置或存储时，为了防止支柱113倾斜、偏离或损伤，设置顶板112更好。也可以在顶板112和底座111之间设置仅用于支撑两板的树脂性支柱。

重建的原理：

在此以公式说明全景摄像装置的重建的基本原理。

图12（A）表示围绕大致马蹄形的牙列的周围、沿着彼此正对且分别不同的曲线轨迹T_S、T_D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T_S旋转，检测器32沿着另一个轨迹T_D旋转。也就是说，X射线管31及检测器32成对地旋转，其成对旋转的中心（旋转中心）RC也会移动。在图12（A）的例中，示出了旋转中心RC沿着图2的人字形轨迹C移动的情况，但即便是图2的轨迹A或轨迹B，同样的原理也成立。

目前，如图12（A）所示，配对的X射线管31及检测器32的旋转中心RC位于位置O，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C₁、X射线管31的旋转半径（以下，X射线管·旋转中心距离）为R_S、检测器32的旋转半径（以下，检测器·旋转中心距离）为R_D、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T_O。该距离Rs和Rd为固定值。

进一步，图12（B）表示X射线管31的焦点位置S从S₁旋转移动到S₂时的状态，通过该移动，旋转中心RC的轨迹T_O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（S₁）、O（S₂）双方的焦点位置S与S₁、S₂所成的角度θ₁为θ₁=wt（t：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P_A（S₁）变化为P_A（S₂）。此时，检测器32的宽度方向的中心位置分别为C₁、C₂。

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T_O的关系而抽出该图12（B）的几何关系时，如图13（A）所示。该两位置O（S₁）、O（S₂）间的距离微小，因此可以使用角度θ₁和半径α表示为θ₁α。其结果，旋转中心位置O（S₁）、O（S₂）、X射线焦点位置S₂及重建位置Q都可以用距离的关系来表示，如图13（A）所示。也就是说，X射线管位置S₂和旋转中心位置O（S₂）之间的距离为X射线管·旋转中心间距离Rs，以及，旋转中心位置O（S₂）和检测器中心位置C2之间的距离为检测器·旋转中心间距离Rd，因此，旋转中心位置O（S₁）和O（S₂）之间的距离为αθ₁，旋转中心位置O（S₂）和重建位置Q之间的距离为D-αθ₁，从重建位置Q垂下到线段O（S₂）-C₂的线段为（D-αθ₁）sinθ₁，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-αθ₁）cosθ₁。

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（S₁）、O（S₂）间的距离α”，这一点为重点。

增益的运算：

使用上述图13（B）所示的距离关系求出被称为增益的量（=ΔX/ΔFi）。

根据图13（B）所示的几何关系，成立如下的关系：

x＝[(Rs+Rd)/{Rs+(D-αθ₁)}]·(D-αθ₁)sinθ₁…（1）

将αθ₁取为补正项M（=αθ₁）时，θ₁及x微小，因此成立近似式：

Δx/Δθ={(Rs+Rd)/(Rs+(D-M))}(D-M)…（2）

将检测器32输出的帧数据设置为Fi时，

Δx/Δθ=(Δx/ΔFi)(ΔFi/Δθ)…（3），

因此成为

Δx/ΔFi=(Δθ/ΔFi){(Rs+Rd)/(Rs+(D-M))}(D-M)…（4）。

该（4）式的左边Δx/ΔFi被称为增益（移位&加法量的变化率）。该增益ΔX/ΔFi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R_S+R_D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），R_S+（D-M）表示补正了“旋转中心位置O（S₁）、O（S₂）间的移动距离αθ₁”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αθ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ΔX/ΔFi的曲线（以下仅称为“增益曲线”）可以根据检测器·X射线管间距离R_S+R_D、焦点位置·X射线管间距离R_S+（D-M）、旋转中心·重建点间距离（D-M）、以及表示帧数据Fi和旋转角度θ的关系的角速度曲线Δθ/ΔFi（参照图17）来运算。如果将该增益曲线积分，并使前牙的中心位置处于图像的中心位置，则可以在各个旋转角度，重建聚焦在距旋转中心RC距离D的位置上的全景图像。

还有，如日本特开2007-136163所述，上述增益ΔX/ΔFi的大小的概念与通常的电路等不同，增益ΔX/ΔFi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ΔX/ΔFi越小，则其重叠量越大。

在本实施例中，根据上述（4）式的增益式，并使用校准模型来求出摄像空间的结构分析或校准所需的参数。因此，先说明校准模型的构成及功能。

参数的运算：

接着，根据图14对用于测定摄像空间的结构分析或校准所需的参数的运算进行说明。也就是说，在此列举的参数为，

·在结构分析中，X射线管·旋转中心距离R_S、X射线管·旋转中心距离R_S、X射线管31相对于检测器32的Z轴方向的高度B1，以及

·在校准中，增益Δx/ΔFi、X射线照射角度θ、角速度曲线Δθ/ΔFi、旋转中心·基准断层面距离D、补正项M、移动的旋转中心RC的XY面上的坐标（CX、CY）。

其中，校准用的参数“Δx/ΔFi、θ、Δθ/ΔFi、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1（模型的设置和校准用的X射线摄影（扫描））；

处理2（增益Δx/ΔFi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θ=f（Fi）：Δθ/ΔFi的运算）；

处理5（参数Rs、Rd、B1的运算）；

处理6（参数Δx/ΔFi、θ、Δθ/ΔFi、D、M、（CX、CY）的运算、更新：即校准）；以及

处理7（提取了牙列的实体位置的三维重建）。

这些处理在控制器57和图像处理器56协作执行的、图14所示的流程图中执行。根据该流程图进行说明。

处理1：

控制器57以画面或声音指示操作者将模型101设置在全景摄像装置的摄像空间的规定位置（步骤S1）。该规定位置是指，在摄像时患者P放下巴的腮托25的位置。

其次，控制器47用操作器58指示执行校准用扫描（步骤S2）。响应于该指示，控制器57将ROM61中预先存储的校准用扫描的程序读取到其工作存储器。控制器57通过执行该程序使附带有限束器33的X射线管31和检测器32围绕模型的周围旋转。在该旋转过程中，从X射线管31的点状的X射线焦点放射例如脉冲X射线。该脉冲X射线通过限束器33准直而成为扇状的X射线束。该X射线束透过模型并入射到检测器32的检测面。由此，检测器32检测透过模型的X射线，并每隔一定时间（例如300fps）输出与其对应的数字电量的帧数据。

X射线管31和检测器32并非单纯围绕模型的周围旋转，如图12（A）所示，还以追踪下述轨迹的方式旋转，该轨迹为，X射线管31和检测器32总是正对，且连接该两者的线段上的旋转中心RC的位置在接近模型的前侧之后离开。也就是说，在实际扫描时，越接近牙列的前牙附近，旋转中心RC越接近牙列，旋转中心RC的位置越发生偏离。分别单独控制X射线管31及检测器32的旋转位置、角速度，以允许上述移动。

从检测器32输出的帧数据临时存储在缓冲存储器53中。图像处理器53使用该帧数据并基于断层X射线摄影合成方法重建基准断层面SS的基准面全景图像（步骤S3）。

处理2：

其次，图像处理器56求出增益ΔX/ΔFi（步骤S4）。

首先，在重建的基准面全景图像上，确定模型101的在中心描绘有支柱标识的帧数据的编号Fi₀，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Fi₀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Fi₀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ΔX/ΔFi。

还有，也可以生成将重叠量作为横轴、将标识像的边缘统计量（例如半值宽度）作为纵轴的曲线图，推定该曲线图的边缘统计量成为顶点的点。根据该推定值运算最佳的重叠量即可。由此，在基准面全景图像上，如果通过点ROI（感兴趣区域）等来指定映入的标识像的位置，则可以几乎自动地运算该指定位置上的最佳的重叠量。

其次，图像处理器56根据来自控制器57的指示接受校准的程度的指示。在本实施方式中，预先准备：不对X射线照射角度θ实施校准而直接采用系统预先具有的X射线照射角度θ的设计值的简易型校准；以及还从扫描模型101而得到的全景图像中校准X射线照射角度θ的详细型校准。因此，控制器57例如通过显示器60的图像显示而事先从操作者得到信息，以确定进行简易型校准还是详细型校准。所以，图像处理处理器56接受来自控制器57的指示，来判断校准是简易型还是详细型（步骤S5）。

在图像处理器56判断为进行简易型校准的情况下，例如，如图2所示，直接读取预先确定的照射角度θ=0度、±15度、±30度、…的值来进行设定（步骤S6）。相对于此，在判断为进行详细型校准的情况下，根据全景图像运算X射线照射角度θ的偏离、即实际照射角度θ’。

处理3：

接着，运算相对于X射线照射角度θ的实际照射角度（投影角度）θ’的偏离量θshift（步骤S7）。

该运算中，在重建的基准面全景图像上，对沿着距基准断层面SS位于20mm外侧的断层面的、沿着外侧面位置按每个X射线照射角度θ配置的支柱的标识，与步骤S4同样地，生成每个X射线照射角度θ的增益ΔX/ΔFi及该增益ΔX/ΔFi的曲线。使用该曲线的数据，重建距基准断层面SS位于20mm外侧的断面的外侧面全景图像。在该外侧面全景图像中，确定处于这种外侧面位置的各个支柱113’的模型的横向（二维基准面全景图像上的横向）的物理中心位置。该确定也由操作者在目视全景图像的同时进行。

在步骤S4中，已确定了位于基准面位置的各个支柱的标识所使用的中心帧数据的编号Fi₀。于是，根据相对于该中心帧数据的外侧面全景图像中的标识的横向（二维基准面全景图像上的横向）位置（参照图15（A））及位于外侧面位置的标识116的外侧面全景图像中的横向位置（参照图15（B）），运算两者间的图像上的偏离量Pshift。将该偏离量Pshift变换为实际长度的偏离量L（参照图15（C））。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θshift=arctan(L/DS)的运算。由此，可以求出相对于规定值刻度的各个X射线照射角度θ的实际照射角度θ’的偏离量Pshift。该偏离量Pshift的例子如图16所示。

处理4：

接着，图像处理器56运算投影角曲线θ=f（Fi）、即角速度曲线Δθ/ΔFi（步骤S8）。

在详细型校准的情况下，已经求出距离各X射线照射角度θ的实际照射角度θ’的偏离量θshift。因此，根据该偏离量θshift分别求出位于基准断层面SS的标识的照射角度θ’。在简易型校准的情况下，简便地采用的设计值θ直接被使用。

另一方面，在所述步骤S4中，求出了位于基准断层面SS的、每个X射线照射角度θ的标识的中心帧数据Fi₀的编号。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θ=f（Fi）。该投影角曲线θ=f（Fi）的一例如图17所示。在该图中，投影角曲线θ’=f（Fi）表示根据原投影角曲线θ=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56根据全景图像运算X射线束的照射角度θ=0度时的X射线管·旋转中心间距离R_S、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B1作为常数参数（步骤S9）。

如图18所示，假设X射线管31及检测器32对置地配置，并使旋转中心RC及基准断层面SS位于它们之间。假设在基准断层面SS的位置上存在上下相互隔开67mm的两个标识114、115。X射线管31的X射线焦点是小到视为点光源的焦点（例如直径0.5mm）。而且，使X射线的照射角度θ为0度。也就是说，由限束器33限速的X射线束照射在假定存在于基准断层面SS的牙列的前牙中心部。该X射线束倾斜地透过两个标识114、115并在检测器32的检测面的高度B2、B3的位置上形成它们的投影点。也就是说，标识114、115的位置在纵向（Z轴方向）上放大而作为图像形成投影点B2、B3。还有，将检测器32的检测面的最下限的位置设定为坐标0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B1。所以，在检测器32的检测面上，从下往上依次排列坐标0的原点、X射线焦点高度B1及标识114、115的投影高度B2、B3。

该图18模式表示的X射线照射角度θ=0度时的几何关系中，适用所述增益的式（4）：Δx/ΔFi=(Δθ/ΔFi){(Rs+Rd)/(Rs+(D-M))}(D-M)。X射线照射角度θ=0度时，由图13（A）、（B）可知，视为补正项M=0。因此，（4）式可以表示为

Δx/ΔFi=(Δθ/ΔFi){(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B2、B3的位置就能够知道，因此是已知的值。

同样地，

(Rs+Rd)/(Rs+D+20)=(B3_(D+20)-B2_(D+20))/67=K_(D+20）…（7）

成立，放大率K（D+20）通过检测器32检测位于距基准断层面20mm外侧的位置、即X射线照射角度θ=0度的位置的模型的投影点B2、B3的位置就能够知道，因此是已知的值。

因此，在上述（6），（7）式

(Rs+Rd)/(Rs+D)=K_（D）…（8）

(Rs+Rd)/(Rs+D+20)=K_（D+20）…（9）

中，当设定为

X=Rs+Rd、Y=Rs+D…（10）

时，成为

X/Y=K_（D)…（11）

X/（Y+20）=K_（D+20）…（12），

可根据该两个式预先求出X、Y的值。

另一方面，所述（5）式，如果使用（8）式，则可以改写为

Δx/ΔFi=(Δθ/ΔFi)·K_（D）·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R_S及检测器·旋转中心间距离Rd。

当求出该距离D、Rs、Rd时，通过解图18中几何学地成立的下式，

（B2_（D+20）-B1）/H=K_（D+20）…（14）

（B2_（D）-B1）/H=K_（D）…（15）

从而求出X射线管31的上下方向（Z轴方向）的位置B1以及下侧的模型距X射线管31的高度H。

处理6：X射线照射角度θ=0度以外的角度位置上的、将帧数据Fi作为输入的函数参数的运算：

此时，每个照射角度θ的X射线管31、检测器32、旋转中心RC及模型（标识）的几何学位置关系如图19所示。

即使X射线照射角度θ为0度以外的角度，所述式（6）及（8）也成立。因此，通过基于这些式求出各角度θ上的标识114、115在位置B2、B3形成的投影图像B3_(D)、B2_(D)，能够运算各照射角度θ上的旋转中心·基准断层面距离D（步骤S10）。如果知道该距离D，则也能够使用已知的X射线照射角度θ或其实际值θ’来运算旋转中心RC的位置坐标（CX，CY）（步骤S11）。

进一步，在X射线照射角度θ为0度以外的角度时，由图13（A）、（B）可知，需要考虑补正项M（&sup1；0）。因此，需要使用（4）式：

Δx/ΔFi=(Δθ/ΔFi){(Rs+Rd)/(Rs+(D-M))}(D-M)。

由于已经运算了各X射线照射角度θ上的补正项M以外的项，因此能够将它们应用于（4）式来运算补正项M（步骤S12）。这样，通过步骤S10~S12，能够运算函数参数Δx/ΔFi、θ、Δθ/ΔFi、D、M、（CX、CY）。

其次，图像处理器56用本次求出的新的值对已写入图像存储器54的那些函数参数进行更新（步骤S13）。由此，对三维图像重建所需的参数进行了校准。

当用于上面的结构分析及校准的运算结束时，图像处理器56根据操作者的操作信息来判断是否将已运算的常数参数Rd、Rs、B1以及函数参数Δx/ΔFi、θ、Δθ/ΔFi、D、M、（CX、CY）提供印刷或显示的方式进行输出（步骤S14）。在需要这样的输出的情况下，图像处理器56印刷或显示这些值（步骤S15）。

进一步，在这种参数的输出结束或不需要这样的输出的情况下，处理被转移到控制器57，计算机57判断是否在与操作者之间互动进行患者的摄像（步骤S16）。在不需要摄像的情况下，结束一连串的处理。由此，摄像空间的结构分析以及简易型或详细型校准结束。

另一方面，在进行患者的下巴部的摄像的情况下，如后所述，执行正确地掌握了摄像空间中的牙列的实体位置的三维重建。如图20所概述的那样，沿着从三维基准断层面SS注视X射线管31的X射线的倾斜的照射方向进行投影，高精确度地确定牙列等摄像对象（实体物）的三维位置。下面说明包括该位置确定的处理的摄像。

被测体的摄像：

返回图5，说明通过控制器57及图像处理器56协作执行的用于摄像的处理。该处理包括如上所述的通过扫描收集数据、作为前处理的重建基准面全景图像、和作为主要处理的制作三维自动对焦图像（三维表面图像）以及使用该三维自动对焦图像的对应于各种方式的显示或测量等。

收集数据及重建基准面全景图像：

首先，当被测体P的位置确定等摄影准备结束后，控制器57响应通过操作器58提供的操作者指示，发出用于数据收集的扫描指令（图5，步骤S1）。由此指令，使旋转驱动机构30A、移动机构30B以及高电压发生器41按预先设定的控制时序进行驱动。为此，使配对的X射线管31及检测器32围绕被测体P的下巴部周围旋转，同时在该旋转动作过程中，使X射线管31以规定周期或连续地放射脉冲或连续波X射线。此时，配对的X射线管31及检测器32，根据预先设定的驱动条件旋转驱动，以便将如上所述校准了的三维基准断层面SS（参照图6）焦点化。其结果，从X射线管31放射的X射线透过被测体P后被检测器32检测。因此，如上所述，从检测器32例如以300fps帧率输出反映出X射线透过量的数字化帧数据（像素数据）。该帧数据临时存储在缓冲存储器53中。

该扫描指令结束后，处理指示被传递给图像处理器56。对三维基准断层面SS，图像处理器56按照每个X射线照射方向的帧编号Fi，从查找表LUT读取照射角度、角速度、旋转中心·基准断层面间距离D、及补正项M的最新值，从而补正该三维基准断层面SS。由此，该断层面SS部分地在其前后方向进行位置变更而被平滑（步骤S2A）。其次，根据对应的基于断层X射线摄影合成方法的移位&相加，在该补正了的三维基准断层面SS的空间位置重建基准面全景图像PIst，同时存储该重建图像的各像素值（步骤S2B）。

还有，在该重建处理中，与以往相同地，也执行乘以系数的处理以使前牙部中心纵横放大率比相同。

该重建方法虽然已知，但简单说明如下。使用于该重建的帧数据集，通过映像特性求得，该映像特性表示，例如图21所示的全景图像在横向的映像位置与为了制作该映像位置图像而相加的帧数据集之间的关系。表示该映像特性的曲线，由帧数据方向（横轴）上的、根据两侧臼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臼齿部缓和的曲线部分形成。在该投影特性上，如图所示，指定在全景图像的横向上的所需映像位置。根据这些，求得为了制作该映像位置图像而使用的帧数据集和其移位量（重叠程度：也就是倾斜度）。于是，使这些帧数据（像素值）依据这些指定移位量移位的同时进行相加，从而求得指定映像位置（范围）的纵向的图像数据。通过在全景图像的横向的整个范围内进行上述映像位置的指定和移位&相加，从而重建将焦点对焦在三维基准断层面SS上时的基准面全景图像PIst。

图像处理器56随后将该基准面全景图像PIst显示在显示器60上（步骤S3）。图22示意性地表示该基准面全景图像PIst的例。

该基准面全景图像PIst是将帧数据进行移位的同时进行相加的图像，因此是矩形的二维图像。至于放大率，由于进行了乘以系数的处理以使前牙部中心纵横放大率比相同，所以与以往相同地，某种程度上改善了放大率引起的前牙部的纵横的图像变形。但是，随着接近臼齿部牙齿纵横比被破坏。也就是说，臼齿部的牙齿被描绘成小于实际尺寸。以往，很多情况下，只能接受这种存在变形的全景图像。

在基准面全景图像上的ROI设定：

其次，图像处理器56判断操作者是否使用操作器58在基准面全景图像PIst上设定ROI（感兴趣区域）（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面全景图像PIst上设定ROI（步骤S5）。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S6）。该部分图像例如图23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56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24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R_S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，根据制作的三维全景图像的像素的每个来决定始终注视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S51）。该投影图像的像素值存储在图像存储器54中。

在此进行的投影，如图25中所说明，沿朝向旋转中心RC（RC1、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S52）。图26表示该情况。

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S53）。图27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、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D1（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SR1~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=1），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~SF1、SR1~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ROM61中，因此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、SR1~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56，与在步骤S51中进行的相同地，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~SF1、SR1~SRn上（步骤S54）。其结果，制作附加断层面SFm~SF1、SR1~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54中。

在此制作的投影图像称为三维附加图像PIsfm…、PIsf1、PIsr1、…、PIsrn。这些三维附加图像PIsfm…、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28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PIsfm…、PIsf1、PIsr1、…、PIsrn上的不同位置。

因此，这些三维附加图像PIsfm…、PIsf1、PIsr1、…、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PIsfm…、PIsf1、PIsr1、…、PIsrn也是假定牙列分别沿附加断层面SFm~SF1、SR1~SRn存在时的图像。

还有，这些被制作的多张三维附加图像PIsfm…、PIsf1、PIsr1、…、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29（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S56，参照图29（B））。该线段Lc具有相当于2ⁿ个（n=1、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56，在被指定的线段Lc（x，y，z）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29（C））。

进一步，从图像存储器54中读取分别构成上述线段L及多个线段Ladd的2ⁿ个像素各自的像素值P_ij，并将其分配给各线段（步骤S58）。该像素值P_ij是已经在步骤S51、S54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P_ij彼此相加，求得构成线段Lc（x，y，z）的频率分析用的2ⁿ个像素值P_ij*（步骤S59，参照图29（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56，分别在附加的三维附加图像PIsfm、…、PIsf1、PIsr1、…、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~Lf1、Lr1~Lrn的位置（步骤S60，参照图29（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~Lf1、Lr1~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H1~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29（F））。因此，也可以将断层面SFm~SF1、SS、SR1~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~Lf1、Lr1~Lrn之后，图像处理器56从图像存储器54读取这些线段的像素值P_ij*（步骤S61）。

如图29（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~Lf1、Lr1~Lrn的各像素数自2ⁿ个偏离。于是，图像处理器56，为了使附加的线段Lfm~Lf1、Lr1~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~Lf1、Lr1~Lrn的各自像素数乘以与间隔D1、D2相应的系数（步骤S62）。所以，如图29（G）模式表示，所有线段Lfm~Lf1、Lc、Lr1~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Lf1~Lfm、Lc、Lr1~Lrn的像素值变化进行频率分析（步骤S63）。其结果，关于各线段Lf1~Lfm、Lc、Lr1~Lrn，如图29（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Lf1~Lfm、Lc、Lr1~Lrn的频率分析结果消除噪声（步骤S64）。在图30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，且作为将以投影方向DRx贯穿初始位置P（x，y，z）=P(0，0，0)的多个断层面SFm~SF1、SS、SR1~SRn位置作为横轴的曲线（profle）进行运算（步骤S65）。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SF1~SFm、SS、FR1~FRn的投影方向DRx（牙列纵深方向）的位置。

在图32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PR1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32所示的表示曲线PR1~PR4图案的数据，作为参照曲线，例如作为参照表预先存储在ROM61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）的投影方向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面的步骤S65中求得的曲线属于参照曲线PR1~PR4的哪一个。

首先，求得的曲线为参照曲线PR2、PR4时，从处理对象排除。另一方面，求得的曲线属于参照曲线PR1（搪瓷）时，表示该顶点断面位置、即多个断层面SF1~SFm、SS、FR1~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，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、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33~图36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P1移位到P1real（或P2移位到P2real）。特别是，设定在多个附加断层面SFm~SF1、FR1~FRn上的线段Lfm~Lf1、Lr1~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P1real，与斜角θ小时（参照图34（A）、图35（A））相比，在斜角θ大时（参照图34（B）、图35（B））更低。因此，该移位位置P1real，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36所示，当牙齿沿三维基准断层面SS实际存在时，P1=P1real，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SS）上目前指定的位置P（x，y，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37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，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56，使该判断位置P（x，y，z）移位一个层（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37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37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S69）。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38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38中，如白圆所示，例如，对于i、j＝0、0的判断位置P(x₀₀，y₀₀，z₀₀)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SR1的位置，对于其旁边的i、j＝0、1的判断位置P(x₀₁，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i、j＝0、2的判断位置P(x₀₂、y₀₂、z₀₂)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38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进行消除噪声的处理（步骤S70）。在图38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(x₀₃、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56，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。该异常数据排除也可加入Z轴方向数据的异常。

之后，图像处理器56，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S71）。进一步，该图像处理器56，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S72）。

由此，如图39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56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5，步骤S10）。在该步骤S10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S11）。如果在该步骤S11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沿通过每个像素的投影方向DRx重投影在三维基准断层面SS上（步骤S12）。图40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_proj-3D，显示在显示器60上（步骤S13）。图41表示该三维参照图像PI_proj-3D的一例。

另一方面，如果在步骤S11中判断为使用基准面全景图像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、即基准面全景图像的面上（步骤S14）。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42表示该重投影的概念。该重投影图像作为二维参照图像PI_proj-2D，显示在显示器60上（步骤S15）。图43表示该二维参照图像PI_proj-2D的一例。

然后，操作者在该三维参照图像PI_proj-3D或二维参照图像PI_proj-2D上设定所要的例如矩形的ROI（感兴趣区域）（步骤S16，参照图41及图43）。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PI_proj-3D或二维参照图像PI_proj-2D上（步骤S17）。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S10中并反复进行上述处理。

另一方面，在所述步骤S10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56通过步骤S18、S7来结束这种处理。

还有，也可以在进行上述步骤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。

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。

而且，可以使用本实施方式涉及的模型进行摄像空间的结构分析及三维图像重建所需的参数的校准。校准也可以选择性地执行不以X射线照射角度θ为对象的简易型到考虑了X射线照射角度θ的详细型校准。因此，对于每个装置，在安装到医疗设施之后，也可以根据必要性在适当时机简单地进行校准。并且，该结构分析或校准考虑了配对的X射线管31及检测器32的旋转中心RC的位置变化αθ1。三维图像重建还参考补偿了其位置变化αθ1的参数来执行。所以，能够补偿每个装置的参数的个体差异或随时间的参数变化，能够得到正确地描绘出牙列的实体位置的、即三维距离的精确度高的三维表面图像。

另一方面，即使对于基准断层面的轨迹不清楚的全景摄像装置，也可以通过使用了模型101的摄像，来测量作为摄像空间的特征的常数参数及函数参数。

模型的变形例：

还有，本发明涉及的放射线摄像装置能够采用的模型并不限定于上述模型，在上述以外也能够通过各种各样的构成来实施。下面说明其变形例。

在所述模型101中，作为与基准面轨迹Ors不同的其它轨迹，设置了比该基准面轨迹Ors更靠外侧的轨迹、即外侧面轨迹ORouter，但也可以是在比基准面轨迹Ors更靠内侧隔开规定距离设置的轨迹。

而且，使模型101的构造如下，为了有利于提高生产率而使不同的两个轨迹Ors、ORouter中植设的支柱113、113’均具有相同形状及尺寸，并在组装时设置为使一方颠倒。但是，设置为X射线照射角度θ=0以外的角度的支柱113、113’中的一方，例如设置在例如外侧面轨迹ORouter上的模型113’，只要可以测定增益ΔX/ΔFi及X射线照射角度θ即可，因此也可以排除第一及第二标识114、115。该简化的一例如图44所示。

进一步，对于支柱113、113’，在所述实施方式中形成细长方柱状，但也可以是细长圆棒201（参照图45（A））。而且，也可以是取代支柱113、113’而准备软线状的悬垂体202并在该悬垂体的中途设置标识的构造（参照图45（B））。

对于第一、第二及第三标识114、115、116的每个，也未必是线状，也可以是多个点以线状排列的点列的标识（参照图45（C））。特别是，第一及第二标识114、115只要能够辨认上下方向的位置即可，因此也可以是一个点状的标识（图45（D）参照）。进一步，也可以用一个标识体构成第一、第二及第三标识114、115、116。例如在图32中，设置将第一标识114和第二标识115上下连接的细长标识板203，并在该标识板203的相当于第三标识116的部分形成狭缝S（参照图45（E））。该标识板的上下端位置实现第一、第二标识的功能，并且狭缝S实现第三标识116的功能，因此也可以将该标识板贴在支柱113的规定位置上。

进一步，标识114~116的X射线透过率与其它模型的部位不同即可，因此，例如可以使支柱113、113’为金属材料，而用X射线透过率不同的物质（也包括仅凹陷）形成相当于标识的部分。

这样，当然存在很多为了得到必要的位置或距离信息而可赋予模型101的构造的变形例。还有，除了能够一次测定所有信息的构造外，也可以准备能够单独分次收集必要的信息的多个模型，这样的模型当然也包含在本发明的主旨内。例如，可以准备仅在所述通用模型101的基准面轨迹Ors上植设了所述一组支柱体113的第一模型和仅在外侧面轨迹ORouter（或者，未图示的内侧面轨迹）植设了所述一组支柱体113’的第二模型。在该情况下，可以对第一及第二模型执行两次扫描，根据各自的扫描结果重建两个全景图像，来进行所述测定。

进一步，这些第一及第二模型也可以构成为能够与所述一个通用模型101物理结合。在该情况下，可以单独保管第一及第二模型自身，并在测定时作为一个模型来使用。

还有，本发明并不限定于上述实施方式，在不脱离本发明的主旨的范围内能够进一步适当变形，这些变形当然也包含在本发明中。例如，也可以变更旋转单元24的构造，以使在使X射线管31和检测器32围绕被测体P的口腔部的周围旋转（移动）时，在X射线管31和检测器32彼此倾斜对置的同时进行X射线的扫描，还可以适当组合这种“彼此倾斜对置的扫描”和实施方式中说明的“彼此正对的扫描”。该组合可以根据扫描口腔部的牙列的哪个部位来进行设定。由此，始终在尽量与牙列的各部位正交的状态下扫描X射线，以尽量避免牙齿的重合或颈椎的映入等的角度进行X射线照射，可以重建人为因素等更少的全景图像。

本发明涉及的放射线摄像装置并不限定于在牙科用全景摄像装置中实施，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。作为这样的应用，例如作为医疗用途，有使用断层X射线摄影合成方法的乳房X光摄影、肺癌检查用扫描仪的用途。

产业上可利用性

根据本发明，通过使用了模型的测量，可以容易且高精确度地分析规定摄像空间构造的X射线管、三维基准断层面及检测器的位置·距离·角度的参数，并进行校准以使用在摄像中。所以，可以提供能够高精确度且三维地摄像对象物的、使用了放射线的摄像装置。

Claims (21)

1.一种放射线摄像装置，具备：

放射线源，发射放射线；

检测器，与所述放射线源对峙地配置，并且在所述放射线入射时以帧单位输出与该放射线对应的数字电量的二维数据；

移动单元，使该放射线源及该检测器、该放射线源、或所述对象物中的一个，相对于该放射线源、该检测器及该对象物中的其余的要素进行相对移动，以使在所述放射线源和所述检测器之间的摄像空间中连接该放射线源和该检测器的线发生位置变化；以及

数据收集单元，在通过所述移动单元移动所述放射线源及所述检测器、该检测器、或所述对象物的期间，以帧单位收集从所述检测器输出的所述数据，

其中，使用通过所述数据收集单元收集的所述数据，来生成所述对象物的摄像部位的三维图像，

该放射线摄像装置的特征在于，具备：

模型，配置于所述摄像空间并具有标识，该标识通过所述配置而位于该摄像空间内的预定的断层面上，且通过所述放射线能够将已知的位置信息进行图像化；

图像制作单元，在将所述模型装置配置于所述摄像空间的状态下，根据相应于从所述放射线源发射的放射线而由所述数据收集单元收集的数据，来制作图像；

第一运算单元，根据所述标识的已知的位置信息和从所述图像得到的所述标识的位置信息，运算所述放射线源和所述检测器间的距离信息及相对于所述检测器的所述放射线源的高度信息；以及

第二运算单元，根据所述第一运算单元的运算结果和所述数据，运算加入了所述线的位置变化量的、用于规定所述摄像空间中的所述放射线源、所述检测器及所述断层面的位置关系的参数。

2.一种放射线摄像装置，其特征在于，

具备存储单元，存储由所述第二运算单元运算的参数作为校准数据。

3.一种放射线摄像装置，其特征在于，

具备第三运算单元，在通过所述放射线对所述对象物的摄像部位进行摄像时，从所述存储单元读取所述校准数据，并使用该校准数据三维地运算该摄像部位的实际存在位置。

4.如权利要求1~3中任一项所述的放射线摄像装置，其特征在于，

所述第二运算单元在运算所述参数时，作为所述线的位置变化量，加入该线移动引起的该线上的规定位置的移动量。

5.如权利要求4所述的放射线摄像装置，其特征在于，

所述移动单元，使配对的所述放射线源和所述检测器围绕所述对象物的周围以彼此不同的、包含圆轨迹及椭圆轨迹的、具有曲率的轨迹及角速度进行旋转，

所述第二运算单元，将所述放射线源和所述检测器旋转时共有的旋转中心的位置用作所述线上的规定位置，并加入该旋转中心的位置变化量来运算所述参数。

6.如权利要求1~4中任一项所述的放射线摄像装置，其特征在于，

所述放射线源是放射作为所述放射线的X射线的X射线管，

所述检测器是检测所述X射线的检测器，

所述移动单元，使配对的所述X射线管和所述检测器围绕所述对象物的周围以彼此不同的、包含圆轨迹及椭圆轨迹的、具有曲率的轨迹及角速度进行旋转，并且旋转时使该X射线管和该检测器始终彼此正对，

所述图像制作单元，通过断层X射线摄影合成方法并根据由所述数据收集单元收集的数据，制作作为所述图像的全景图像。

7.如权利要求6所述的放射线摄像装置，其特征在于，

所述轨迹为圆轨迹，

所述规定位置的移动量为，所述放射线源和所述检测器沿着彼此不同的圆轨迹以共有旋转中心的方式进行旋转时的该旋转中心的位置变化量。

8.如权利要求7所述的放射线摄像装置，其特征在于，

所述第一运算单元，运算所述X射线管和所述旋转中心之间的第一距离及该旋转中心和所述检测器之间的第二距离作为所述距离信息，并且运算所述高度方向上的距所述检测器的基准位置的所述X射线管的高度作为所述高度信息。

9.如权利要求8所述的放射线摄像装置，其特征在于，

所述第二运算单元，运算作为所述数据的帧编号的输入的函数、即所述检测器的检测面的移动距离和该帧编号的变化率、从所述X射线管发射的X射线束向所述对象物的投影角度、该投影角度和所述帧编号的变化率、从所述旋转中心到所述摄像部位的第三距离、所述旋转中心的位置变化量、及该旋转中心的位置坐标，以作为所述参数。

10.如权利要求1~9中任一项所述的放射线摄像装置，其特征在于，

所述模型具备：

底座；

多个支柱，分别沿着将作为所述断层面的基准断层面投影到所述底座而生成的基准面轨迹、及与该基准面轨迹隔开且与该基准面轨迹并行的其它轨迹，按每个轨迹直立设置；以及

标识，分别配设于所述多个支柱，其X射线透过率至少不同于该支柱的X射线透过率。

11.如权利要求10所述的放射线摄像装置，其特征在于，

所述模型具有的支柱，分别沿着基准面轨迹及与该基准面轨迹隔开且与该基准面轨迹并行的大致马蹄形的其它轨迹，按每个轨迹直立设置有多个，所述基准面轨迹是，将追随所述摄像部位即牙列的大致马蹄形的基准断层面投影到所述底座而生成的。

12.如权利要求10或11所述的放射线摄像装置，其特征在于，

所述标识包括第一标识，该第一标识，为了得到基准角度上的所述第一距离、所述第二距离、所述高度及所述第三距离信息而分别位于所述基准面轨迹及所述其它轨迹，用于测定高度方向的图像放大率，其中，所述基准角度为，预先设定的所述X射线的照射角度不引起所述位置变化的角度。

13.如权利要求12所述的放射线摄像装置，其特征在于，

所述标识进一步包括第二标识，该第二标识，为了得到所述基准角度以外的照射角度上的所述第三距离信息而位于所述基准面轨迹及所述其它轨迹中的任意一方，用于测定高度方向的图像放大率。

14.如权利要求13所述的放射线摄像装置，其特征在于，

所述标识进一步包括第三标识，该第三标识，为了得到所述投影角度的实际值的信息，而按每个预先设定的所述X射线的照射角度分别配置在所述基准面轨迹及所述其它轨迹上。

15.如权利要求14所述的放射线摄像装置，其特征在于，

所述第一及第二标识是用于给出在高度方向上的已知2点的位置信息的标识，所述第三标识是沿着所述高度方向，且在所述基准面轨迹及所述其它轨迹中该高度方向的位置彼此不同，且呈线状或能够假定为线的标识。

16.如权利要求12~15中任一项所述的放射线摄像装置，其特征在于，

所述第一运算单元具备：

第一变化率计算单元，在所述X射线的照射的基准角度，根据所述图像计算出作为所述数据的帧编号的输入的函数、即所述检测器的检测面的移动距离和该帧编号的变化率、以及从所述X射线管发射的X射线束对所述对象物的投影角度和所述帧编号的变化率；以及

第一信息计算单元，使用该第一变化率计算单元的计算结果和所述第一标识的放大率，来计算所述第一距离、所述第二距离及所述高度。

17.如权利要求16所述的放射线摄像装置，其特征在于，

所述第二运算单元具备：

角度计算单元，使用所述第三标识对所述图像的图像化信息，按照每个所述预定的照射角度，计算所述X射线的照射角度的实际值；

第二变化率计算单元，对每个所述X射线的照射角度的实际值，计算所述检测器的检测面的移动距离和该帧编号的变化率、以及从所述X射线管发射的X射线束对所述对象物的投影角度和所述帧编号的变化率；以及

第二信息计算单元，使用该第二变化率计算单元的计算结果和所述第二标识的放大率，对每个所述X射线的照射角度的实际值，计算从所述旋转中心到所述摄像部位的第三距离、所述旋转中心的位置变化量及该旋转中心的位置坐标。

18.如权利要求16所述的放射线摄像装置，其特征在于，

所述第二运算单元具备：

第二变化率计算单元，对每个所述预先设定的X射线的照射角度，计算所述检测器的检测面的移动距离和该帧编号的变化率、以及从所述X射线管发射的X射线束对所述对象物的投影角度和所述帧编号的变化率；以及

第二信息计算单元，使用该第二变化率计算单元的计算结果和所述第二标识的放大率，对每个所述X射线的照射角度的实际值，计算从所述旋转中心到所述摄像部位的第三距离、所述旋转中心的位置变化量及该旋转中心的位置坐标。

19.如权利要求17或18所述的放射线摄像装置，其特征在于，

所述存储单元，针对每个所述X射线的照射角度的实际值或每个预先设定的所述X射线的照射角度，以查找表的方式具有：所述检测器的检测面的移动距离和所述帧编号的变化率、所述投影角度和所述帧编号的变化率、从所述旋转中心到所述摄像部位的第三距离、所述旋转中心的位置变化量及该旋转中心的位置坐标。

20.如权利要求17~19中任一项所述的放射线摄像装置，其特征在于，

所述第三运算单元具备：

断层面设定单元，加入所述第一距离、所述第二距离、所述投影角度的帧编号的变化率、所述第三距离及所述旋转中心的位置变化量，来设定与所述基准断层面不同的多个断层面；

重建单元，使用所述图像的数据，来重建该断层面设定单元设定的各个断层面的图像；以及

确定单元，使用该重建的多个断层像，并使用所述照射角度的实际值及所述旋转中心的位置坐标，在始终注视所述X射线源的方向上三维地确定所述摄像部位的实际存在位置。

21.一种模型，被配置在全景摄像装置中的X射线源和检测器之间的空间内，该全景摄像装置使发射X射线的X射线源和以电信号方式检测所述X射线的检测器隔着对象物彼此对置，并使该X射线源和该检测器围绕该对象物的周围旋转，同时通过该检测器检测所述X射线作为数字电量的帧数据，并根据所述帧数据制作所述对象物的断层面的全景图像，

该模型的特征在于，具备：

底座；

多个支柱，分别沿着将作为所述断层面的基准断层面投影到所述底座而生成的基准面轨迹、及与该基准面轨迹隔开且与该基准面轨迹并行的其它轨迹，按每个轨迹直立设置；以及

标识，分别配设于所述多个支柱，其X射线透过率至少不同于该支柱的X射线透过率。

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