CN103607951B - 图像处理装置及图像处理方法 - Google Patents

Abstract

本发明提供一种在功能上搭载了图像处理装置的全景摄像装置。在该装置中，根据由所述两个平面图像（A、B）中各指定位置所决定的曲线，对该两个平面图像（A、B）全体分别进行配准处理而分别制作两个平面图像（fa、gb），所述配准处理是以使平面图像（A、B）上分别设定的所述对应点形成直线并且在水平方向上一致的方式改变该直线上的每个位置的伸缩率而进行的（步骤S1～S3）。搜索该另一个平面图像（gb），以找出构成所述一个平面图像（fa）的多个局部区域分别与所述另一个平面图像（gb）的哪个区域相匹配，同时制作重新配置该匹配区域图像而成的平面图像（hb）（步骤S4）。在平面图像（hb）和平面图像（fa）之间运算差异信息。

Description

图像处理装置及图像处理方法

技术领域

本发明涉及图像处理装置及图像处理方法，其根据在不同时机对同一对象的同一摄像部位进行摄像而获得的多个平面图像，进行评价该部位经时变化所需的处理。

背景技术

近年来，在半导体等物体的制造现场、管线等的建设现场、机场的行李检查、医疗现场等众多领域进行使用X射线的物体内部构造图像化。其中，特别是使用X射线摄像装置和X射线CT等医用方法获得被测体内部的断面图像，在医疗研究和治疗现场已经成为必需的诊断法之一。

在医疗的X射线诊断场合中，了解诊断对象即患者的摄像部位在时间上如何变化非常重要。当然，由于随着时间推移，材料会产生劣化，该经时变化的观察不仅限于对患者的观察。

作为获得该经时变化信息的一种算法，有利用非专利文献1中示出的相位限定相关法的减法运算法。实施该减法运算法时，在摄像于不同时间的同一被测体同一部位的两个二维或三维图像之一图像上，指定两个或三个特殊位置。接着，通过求出最强相位相关，确定与该指定位置相当的另一个二维或三维图像上的位置。在每个位置求出使如此指定和确定的两图像位置相互重合所需的移动向量(表示扩大·缩小、旋转、平行移动的向量)。使用该移动向量，将一个图像位置重合于另一个图像，并求出两个图像的每个像素的差分。由此，能够从两个图像求出被测体的摄像部位的经时变化。

例如，在本申请人过去申请所涉及的装置中，已经使用了利用该相位限定相关法的减法运算(参照专利文献1)。

在先技术文献

专利文献

专利文献1：WO2011016508A1

非专利文献

非专利文献1：「利用相位限定相关法的掌纹认证算法、伊藤康一，另外，图像的认识·理解研讨会(MIRU2006)、2006年7月」

发明内容

发明所要解决的问题

但是，在利用相位相关限定法的减法运算的情况下，需要进行相位相关量的运算、移动向量的运算、使用该移动向量的图像移动以及差分的运算，所以运算量非常大。为此，要求负责运算任务的计算机能力高，所以难以在实际医疗等现场使用。另外，对于如牙科X射线口内摄影的较小领域的图像，运算上的计算量和精度合适，但是，要进一步应用于覆盖整个牙列的牙科用全景图像时，运算量庞大不适于使用。

特别是在牙科治疗现场根据断层X射线摄影合成方法虚拟三维地重建X射线透过数据以获得全景图像(也就是，沿着牙列弯曲的二维断面图像)的情况下，这种问题也很显著。在该牙科治疗领域中，从筛选等预防检查到植牙治疗，广泛要求对那些经时变化进行观察。但是，由于运算量大，获得经时变化的信息需要花费时间。提高计算机的运算能力以应付该问题，又导致在装置制造成本方面的难题。

进一步，在牙科治疗领域中，由于无法固定放大率、以及因患者的位置和牙列的个体差异等而产生图像模糊，因而使用以往的全景图像根本无法读出对同一患者同一牙列的经时变化。如果想观察这种经时变化，需要隔着时间进行多次摄像。例如，龋齿的变化和植牙治疗的情况等，需要在治疗前后分别摄像。每次摄像时定位的同一患者口腔部的空间位置一般会有少许偏离。该偏离取决于操作者定位时的偏差等。但是，在以往技术中，由于所述理由，使用全景图像几乎不可能读出那样的经时变化。

本发明是鉴于所述情况而完成的，其目的在于提供一种图像处理装置和图像处理方法，对CPU等硬件的运算能力要求更低，并且能够提供涉及摄像对象的同一摄像部位经时变化的信息。

解决问题的方法

为了实现所述目的，根据本发明提供一种图像处理装置，其通过X射线摄影装置对被测体照射X射线，检测出表示透过该被测体的所述X射线透过量的数据，并且得到基于该数据而制作的两个时间点的两个平面图像A、B之间的差异信息。该图像处理装置的特征在于，具备：第一配准(Registration)单元，根据由所述两个平面图像A、B中各指定位置所决定的曲线，对该两个平面图像A、B全体各自进行配准处理而分别制作两个平面图像fa、gb，所述配准处理是以使平面图像A、B上分别设定的所述对应点形成直线并且在水平方向上一致的方式改变该直线上每个位置的伸缩率而进行的；第二配准单元，搜索该另一个平面图像gb，以找出构成所述第一配准单元制作的所述一个平面图像fa的多个局部区域分别与所述另一个平面图像gb的哪个区域相匹配，并制作对该匹配的区域图像进行重新配置而成的平面图像hb；差异运算单元，对由该第二配准单元制作的平面图像hb与由所述第一配准单元制作的所述一个平面图像fa之间的差异信息进行运算。

发明效果

根据本发明，对CPU等硬件要求的运算能力更低，并且能够提供摄像对象的同一摄像部位的经时变化相关的信息。

附图说明

在附图中，

图1是表示涉及本发明第一实施方式中的、在功能上一体地搭载了图像处理装置的X射线全景摄像装置的部分构成的概略斜视图。

图2是表示全景摄像装置上搭载的检测器的概要说明图。

图3是表示检测器的电气配置的框图。

图4是入射的X射线脉冲与用于鉴别能量的能量阈值之间的关系说明图。

图5是入射的X射线能量分布、光子计数值以及能量区域的关系说明图。

图6是表示全景摄像装置的控制台的电气配置的框图。

图7是表示减法处理概要的流程图。

图8是表示减法处理的对象、即不同摄像时间点的两个3D自动对焦图像的图。

图9是表示由两个3D自动对焦图像制作的两个平面图像的图。

图10是在一个平面图像上绘制作为控制点的多个点的状态说明图。

图11是表示设定了将所述一个平面图像上绘制的点平滑连结的曲线的状态的图。

图12是用于缩放的伸缩率在横轴的每个位置上的变化曲线图。

图13是在所述一个平面图像设定的曲线上的各个位置上设定法线的说明图。

图14是将沿着所述法线的像素在横向上直线配置而制作、并且使纵横收缩率相互吻合的两个平面图像的图。

图15是表示按照ROI(感兴趣区域)对所述直线配置的两个平面图像的一个图像进行分割的状态示意图。

图16是表示在所述直线配置的两个平面图像的另一个图像中与所述ROI相匹配的区域的说明图。

图17是对所述另一个平面图像(直线配置后)中的匹配区域进行重新配置的说明图。

图18是模式地说明表示作为差异信息的差分信息的差分图像的图。

图19是说明涉及第一变形例的全局配准中的使用了大、中、小ROI的处理的流程图。

图20是对设定第一变形例中的大、中、小ROI以及搜索与该ROI相当的区域的说明图。

图21是说明涉及第三变形例的从直线型差分图像向弯曲型差分图像进行重新配置的流程图。

图22是模式地说明涉及第三实施方式的弯曲型差分图像的图。

图23是说明涉及第五变形例的图像处理概要的流程图。

图24是说明涉及第六变形例的图像处理概要的流程图。

图25是说明涉及第七变形例的图像处理概要的流程图。

图26是说明涉及第七变形例的图像处理的图。

图27是说明涉及本发明第二实施方式的全局配准的一部分的流程图。

图28是说明涉及第二实施方式的图像处理的图。

附图标记：

1、在功能上一体搭载图像处理装置的牙科用全景摄像装置

3、控制台 21、X射线管

22、检测器 33、控制器

34、第一存储部 35、图像处理器

36、显示器 37、输入器

40、ROM

具体实施方式

以下，参照附图，对涉及本发明图像处理装置的各种实施方式及其变形例进行说明。

在本实施方式中，由于该图像处理装置在使用X射线的牙科用全景摄像装置中在功能上一体地进行实施，以下，对该全景摄像装置进行详细说明。

(第一实施方式)

参照图1～图18，对涉及第一实施方式的图像处理装置及图像处理方法进行说明。

还有，涉及本发明的图像处理装置不一定需要与那样的摄像装置在功能上进行一体化。例如，图像处理装置可以是独立于摄像装置的计算机。该计算机可专用于进行涉及本发明的图像处理，也可同时进行其他处理。将由摄像装置在不同时间对摄像对象的同一部位拍摄的多个图像提供给计算机，对该多个图像实施涉及本发明的图像处理即可。另外，在以下的实施方式中，获得了作为两个图像间的差异信息的差分(减法)信息，这仅仅是一个例子，只要获取伴随病状变化等的“区别”信息即可。还有，也对有效利用后述配准后的图像的形态进行说明。

图1表示具有涉及本第一实施方式的画像处理功能的全景摄像装置1的概要。

该全景摄像装置1提供以X射线扫描被测者P的颚部并从该数字量的X射线透过数据确定颚部的三维构造牙列的实际位置和形状的3D(三维)图像(后述的3D自动对焦图像)。特别地，全景摄像装置1作为基本性能，提供表示在不同时间序列的多个摄影时间点(例如相隔两个月的两个摄影时间点)拍摄的多个(例如两个)3D自动对焦图像相互间的经时变化的信息。还有，在获取3D自动对焦图像过程中使用断层X射线摄影合成方法(tomosynthesis)，另外，在获取该经时变化信息的过程中，实施本发明的图像处理方法。

(实施方式)

参照图1～图18，在功能上一体搭载和执行本发明的图像处理和图像处理方法的全景摄像装置的优选实施方案进行说明。

图1表示全景摄像装置1的概要。该全景摄像装置1具备：机架(数据收集装置)2，收集来自被测体P的数据；控制台3，处理收集的数据并制作图像等，同时控制机架2的动作。

机架2具备支柱11。将该支柱延伸的长度方向称作纵向(或上下方向：Z轴方向)，与该纵向垂直相交的方向称作横向(沿着XY面的方向)。大致形成コ字状的上下移动臂单元12在纵向可移动地设置在支柱11上。

旋转臂单元13借助旋转轴13D悬挂在上下移动臂单元12上，通过该旋转轴13D围绕Z轴方向旋转。该旋转臂单元13具备在下方大致形成コ字状的横臂13A以及从该横臂13A两端分别向下延伸的放射线源侧纵臂13B和检测侧纵臂13C。旋转轴13D是利用未图示的电机等驱动机构的输出功率的轴。图中，符号14表示放置被测者P下巴的腮托。

放射线源侧纵臂13B的下端部设置有X射线管21，从该X射线管21放射的例如作为脉冲X射线的X射线，通过该下端部设有的限束器(未图示)进行平行校正后，透过被测者P的颚部传导至检测侧纵臂13C(参照假象线)。具有X射线入射窗口W(例如横5.0mm×纵145mm)的X射线检测器22(以下称作检测器)设置在检测侧纵臂13C的下端部。还有，检测器22的检测面的尺寸例如为横6.4mm×纵150mm。

如图2所示，该检测器22具有二维排列X射线摄像元件的多个检测模块B1～Bm，由该多个检测单元B1～Bm构成检测部分。多个检测模块B1～Bm作为相互独立的模块，将该模块以规定形状(例如矩形状)安装在基板(未图示)上从而制作整个检测器22。每个检测模块B1(～Bm)由将X射线直接转换为电脉冲信号的半导体材料制作。因此，检测器22是基于半导体的直接转换方式的光子计数型X摄像检测器。

如上所述，该检测器22作为多个检测模块B1～Bm的集合体而形成，作为全体，其具有二维排列的收集像素Sn(n＝1～N：像素数N例如为50×1450像素)(参照图2)。各收集像素Sn的尺寸为例如200μm×200μm。

因此，检测器22对于构成检测器22检测面的每个像素(收集像素)Sn(n＝1～N)，计算与入射X射线相应的光子(光子)，以例如300fps的高帧速率输出反映该计数值的电量的数据。该数据也称作帧数据。

该多个收集像素Sn分别由碲化镉半导体(CdTe半导体)、碲锌镉半导体(CdZnTe半导体)、硅半导体(Si半导体)、CsI等闪烁器，光电转换器由C-MOS为等的半导体元件(传感器)C构成。该半导体元件C分别检测出入射的X射线，输出与该能量值相应的脉冲电信号。也就是说，检测器22具备二维排列多个半导体元件C的元件群，在该半导体元件C、即二维排列的多个收集像素Sn各自的输出侧具备数据收集电路51n(n＝1～N)。在此，根据需要，将从各个收集像素Sn、即各个半导体元件C到各数据收集电路511(～51N)的路径称作收集通道CNn(n＝1～N)。

还有，该半导体元件C群的构造也可以通过日本特开2000-69369号公报、日本特开2004-325183号公报、日本特开2006-101926号公报获知。

但是，前述多个收集像素Sn的尺寸(200μm×200μm)是能够将X射线作为光子(粒子)检测的足够小的值。在本实施方式中，能够将X射线作为该粒子检测的尺寸的定义是，“可实质上忽视放射线(例如X射线)粒子在同一位置或其近旁连续多个入射时、应对各入射的电脉冲信号间发生的重叠现象(也作堆积)或能预测该量的尺寸”。一旦发生该重叠现象，X射线粒子的“入射数对实际的测量值”的特性上产生X射线粒子的计数损失(堆积计数损失)。因此，将X射线检测器22上形成的收集像素Sn的尺寸设定为可以视为该计数损失没有发生或实际上没有发生的大小、或者能够推算计数损失量的程度。该检测器22的特征是能够正确测量X射线脉冲数。因此，通过执行本发明的目的即减法，能够测量X射线吸收的变化量的绝对值。

接着，使用图3，对检测器22的电路连接进行说明。多个数据收集电路51_n(n＝1～N)分别具有电荷放大器52，用于接收由各半导体元件C输出的模拟量的电信号，该电荷放大器52的后段具备波形整形电路53、多个比较器54₁～54_i(此处i＝3)、能量区域分配电路55、多个计数器56₁～56_i(此处i＝3)，多个D/A转换器57₁～57_i(此处i＝3)、闩锁电路58以及串行转换器59。

各电荷放大器52连接到各半导体元件C的各集电电极上，对响应X射线粒子的入射而被集电的电荷充电，作为电量的脉冲信号输出。该电荷放大器52的输出端连接到可调整增益和偏移的波形整形电路53上，根据预先调整的增益和偏移，对检测的脉冲信号的波形进行处理并执行波形整形。考虑到由半导体元件C形成的每个收集像素Sn的电荷充电特性的不均一性以及各电路特性的偏差，对该波形整形电路53的增益和偏移进行校准。由此，能够提高排除了不均一性的波形整形信号的输出及与之相对的阈值的设定精度。其结果，与各收集像素Sn对应的、即从各收集通道CNn的波形整形电路53输出的波形整形后的脉冲信号具有反映实际上入射的X射线粒子能量值的特性。因此，收集通道CNn之间的偏差得到大幅改善。

该波形整形电路53的输出端分别连接到多个比较器54₁～54₃的比较输入端。对该多个比较器54₁～54₃的各个基准输入端，施加如图4所示的各不相同的值的模拟量的阈值th_i(此处i＝1～3)。由此，能够将一个脉冲信号与不同模拟量阈值th₁～th₃分别进行比较。该比较是为了调查入射的X射线粒子的能量值到底属于事先分为几块设定的能量区域ER1～ER3的哪个区域(鉴别)。判断脉冲信号的波高值(即表示入射X射线粒子的能量值)超过了模拟量阈值th₁～th₃中的哪个值。由此，被鉴别的能量区域有所不同。还有，通常将最低模拟量阈值th₁设定为不检测出干扰、由半导体元件C、电荷放大器52等电路引起的噪音、或者图像化不需要的低能量放射线的阈值。另外，阈值的数量、即比较器的数量不一定限制为三个，可以是包括所述模拟量阈值th₁部分的一个，也可以是两个以上的多个。

具体地，从控制台3的校准运算器38经接口31以数字值将所述模拟量阈值th₁～th₃赋于每个收集像素Sn、即每个收集通道。因此，比较器54₁～54₃的各个基准输入端分别连接到三个D/A转换器57₁～57₃的输出端。该D/A转换器57₁～57₃经闩锁电路58连接到阈值接收端T₁(～T_N)，该阈值接收端T₁(～T_N)连接到控制台3的接口31。

在摄像时，闩锁电路58将由阈值赋予器41经接口31和阈值接收端T₁(～T_N)赋予的数字量的阈值th₁｀～th₃｀闩锁，并分别输出至对应的D/A转换器57₁～57₃。由此，D/A转换器57₁～57₃能够将指示的模拟量阈值th₁～th₃作为电压量分别提供给比较器54₁～54₃。各收集通道CNn与从D/A转换器57i(i＝1～3)经比较器54i(i＝1～3)到达计数器56i(i＝1～3)的一条或多条电路系统相连。将该电路系统称作“鉴别电路”DSi(i＝1～3)。

图5表示与该模拟量阈值th_i(i＝1～3)相当的能量阈值TH_i(i＝1～3)的设定例。当然，该能量阈值TH_i是设定成离散形式，同时用户可任意设定可能的鉴别值。

模拟量阈值th_i是在各鉴别电路DS_i中赋予比较器54_i的模拟电压，能量阈值TH_i是鉴别能量频谱的X射线能量(kev)的模拟值。图5示出的波形是表示从X射线管球放射的X射线能量的连续频谱的一例。还有，纵轴的计数值(计数)是与同横轴的能量值相当的光子的发生频度成比例的量，横轴的能量值是依存于X射线管21的管电压的量。对于该频谱，与能够鉴别不需要计算X射线粒子数的区域(没有对计算有意义的X射线信息并且存在电路噪音的区域)和低能量区域ER1的能量阈值TH1对应地，设定第一模拟量阈值th₁。另外，将第二及第三模拟量阈值th₂、th₃设定为高于第一能量阈值TH₁的值，并且按照第二、第三能量阈值TH₂、TH₃的顺序进行设定。由此，规定基于能量的频谱波形特性和设计值的合适的鉴别点，设定能量区域ER2、ER3。

另外，设想作为基准的一个以上的拍摄对象，决定所述能量阈值THi，使得每个能量区域在规定时间的计算值大致固定。

由此，如图3所示，比较器54₁～54₃的输出端连接到能量区域分配电路55。该能量区域分配电路55对多个比较器54₁～54₃的输出、即与检测出的X射线粒子的能量值相当的脉冲电压与模拟量阈值th₁(～th₃)的比较结果进行解读，从而进行分配以将该能量值分类到能量区域ER1～ER3的某个区域。能量区域分配电路55向计数器56₁～56₃的任一个发送对应鉴别结果的脉冲信号。例如，如果发生鉴别为能量区域ER1的事件，向第一段计数器56₁发送脉冲信号。如果发生鉴别为能量区域ER2的事件，向第二段计数器56₂发送脉冲信号。关于能量区域ER3也同样。

因此，每当从能量区域分配电路55输入脉冲信号到计数器56₁～56₃时，计数器56₁～56₃分别进行计数。由此，能够对鉴别到所负责的能量区域中的能量值的X射线粒子数进行计测，以作为每隔一定时间的累计值。还有，从控制台3的控制器33借助开始·结束端子T2，赋予计数器56₁～56₃以启动和停止的信号。规定时间的计测由外部通过使用计数器自身具有的复位电路进行管理。

这样，到复位之前的一定时间内，通过多个计数器56₁～56₃，按照每个收集像素Sn并且按照每个能量区域计算入射到检测器22的X射线粒子数。该X射线粒子数的计数值作为数字量的计数数据从各个计数器56₁～56₃并列输出后，通过串行转换器59转换为串行格式。该串行转换器59₁串联连接到余下所有收集通道的串行转换器59₂～59_N。因此，所有数字量的计数数据从最后通道的串行转换器59_N串行地输出，并经发送端T3发送到控制台3。在控制台3，接口31接收那些计数数据并将其存储到第一存储部34。

由此，图像处理器35根据来自输入器37的操作者指令，读取存储在第一存储部34的计数数据，使用该计数数据，通过例如断层X射线摄影合成方法重建图像、例如沿着牙列的某个断面的X射线透过图像(全景图像)。从各收集像素Sn，得到多个能量区域ER1～ER3的计数数据。因此，在全景图像的重建过程中，例如能量值的计数数据越高，图像处理器35则施加越高的加权，然后相加。由此，获得按照每个收集像素Sn收集的数据。由此，由全体收集像素Sn收集的X射线扫描的数据准备齐全，因此，根据断层X射线摄影合成方法处理这些收集数据并重建全景图像。例如，该全景图像由显示器36表示。当然，也可以不施加加权重建全景图像。

还有，各种加权处理方式。如上所述，如果进行强调高能量区域计数数据的加权处理，能够抑制因射束硬化引起的伪影。另外，可以进行强调低能量区来达到改善软组织对比度的目的。为了达到抑制因射束硬化引起的伪影和改善软组织对比度的目的，可以施加同时强调该两个区域的加权。

另外，重叠的颈椎映入等前牙部阴影是牙科用全景装置难以摆脱的难题，如果在重建前牙部时施加强调高能量区域计数数据的加权，则多少可以减轻颈椎的映入。另外，同样的加权处理也可以用于减轻侧面牙齿的牙列重叠，即减轻在正交摄影过程中相反侧颚部的映入。进一步，想要以稍好的对比度观察下颚管的情况下，通过施加强调低能量计数数据的加权进行重建，可以实现更鲜明的图像化。

还有，在本实施方式中，通过ASIC在CMOS一体构成与所述N个收集像素Sn对应的半导体元件C和数据收集电路51n。当然，该数据收集电路51n可以作为与半导体元件C群不同的电路或设备而构成。

如图6所示，控制台3具备负责信号的输入输出的接口(1/F)31，还具备经总线32可通信地连接到该接口31的控制器33、第一存储部34、图像处理器35、显示器36、输入器37、校准运算器38、第二存储部39、ROM40和阈值赋予器41。

控制器33根据由预先提供给ROM40的程序控制机架2的驱动。该控制还包括，向X线管21提供高电压的高电压发生装置42的指令值的输出，以及向校准运算器38的驱动指令。第一存储部34存储从机架2通过接口31送达的帧数据。

图像处理器35在控制器33的管理下，根据由预先提供给ROM40的程序执行各种处理。该处理包括执行基于公知的称为移位和相加(shift and add)运算法的断层X射线摄影合成方法的处理。

根据该处理，使用由检测器22输出的基于按照不同能量区域收集的X射线光子数的计数值的帧数据，制作经过被测者P口腔部例如牙列的马蹄形断面的全景图像以作为断层图像。该马蹄形断面也是虚拟三维断面。也就是说，虽然断面本身是二维的，但该二维断面以三维地存在。

在本实施方式中，该全景图像已经在WO2011013771号公报中得以公布，对沿着期望的虚拟三维断面的全景图像进行自动最佳对焦，即根据自动对焦的方法进行重建。该期望断面可以是例如预先设定在牙列的标准尺寸的断面，也可以是从该标准断面在牙列纵深方向前进或后退的位置处的断面。另外，也可以是倾斜断面。

另外，由图像处理器35执行的处理包括，获得在不同时间摄像的例如2个全景图像的经时变化信息的处理(减法处理)。

显示器36显示由断层X射线摄影合成方法制作的全景图像以及由减法处理取得的变化信息。另外，显示器36还对表示机架2的动作状况的信息以及通过输入器37提供的操作员的操作信息进行显示。输入器37用于将操作员在摄像时所需信息提供给系统。

另外，校准运算器38对通过数据收集电路向每个收集像素Sn的每个能量鉴别电路提供的用于能量鉴别的数字量的阈值进行校准。第二存储部39对通过校准在每个收集像素和每个能量鉴别电路生成的阈值的值进行存储。

阈值赋予器41在摄像时按照每个收集像素以及每个鉴别电路调出由第二存储部39存储的数字量的阈值，将该阈值作为指令值通过接口31发送到检测器22。为了执行该处理，阈值赋予器41执行预先存储于ROM40的程序。

控制器33、图像处理器35、校准运算器38以及阈值赋予器41各自具备根据所提供的程序进行驱动的CPU(中央处理装置)。那些程序事先存储在ROM40中。

接着，在本实施方式中，按照图7表示的顺序，对由图像处理器35执行的减法处理进行说明。

当前，第一存储部34中存储了在不同时间点t1、t2拍摄的虚拟三维自动对焦图像IM_A、IM_B。假定该不同时间点t1、t2具有例如治疗前后的2周的时间差。另外，例如图8中模式地示出的那样，自动对焦图像IM_A、IM_B是沿着同一患者牙列的某个同一断面的虚拟三维图像。

此处，在图7的步骤S1中，根据图像处理器35读出那些虚拟三维自动对焦图像IM_A、IM_B的数据。在步骤S2中，将该读出的自动对焦图像IM_A、IM_B的数据再次投影到沿着牙列基准断层面Sref的图像上之后，展开为二维的平面图像A、B。

接着，由图像处理器35对平面图像A、B的数据进行全局配准(步骤S3)和局部配准(步骤S4)的2个阶段的配准。该配准是指利用空间变换使两个平面图像A、B的位置一致。通过该配准，平面图像A、B的图像数据转换为配准后的图像数据，并且分别转换为位置对准后的图像fa、hb。计算该配准后的图像fa、hb的差分数据(步骤S5)，同时将其显示在显示器36上(步骤S6)。根据这一系列的步骤S3-S6，将表示同一患者的颚部在时间点t1、t2之间呈现了怎样变化的经时变化信息进行图像化。

以下，对步骤S3～S6的处理进行详细说明。

(全局配准)

一开始就进行精密配准在运算量和精度方面并不实用。因此，根据全局配准，首先对平面图像A、B进行粗略配准，在之后的局部配准过程中精密地使两图像的位置一致。根据处理器35，在以下的步骤S3₁～S3₆(参照图7)中进行全局配准。

步骤S3₁：操作员使用鼠标等输入器37，分别对于步骤S3的二维平面图像A、B，绘制例如五个点(以下，称作控制点)a₀(x_a0，y_a0)、a₁(x_a1，y_a1)、a₂(x_a2，y_a2)、a₃(x_a3，y_a3)、a₄(x_a4，y_a4)。如图10所示，作为一例，沿着上下牙并排的弯曲部分间隔地设定该控制点。还有，图10只显示了对一个平面图像B绘制控制点的情况，另一个平面图像A上也同样地绘制了五个控制点。

步骤S3₂：接着，根据拉格朗日方程，在x_a0<x<x_a4的范围内对连接控制点a₀(x_a0，y_a0)、a₁(x_a1，y_a1)、a₂(x_a2，y_a2)、a₃(x_a3，y_a3)、a₄(x_a4，y_a4)的曲线C(x，y)进行运算。

步骤S3₃：接着，关于平面图像fa上的各个控制点a₀～a₄，以从各控制点a₀(～a₄)到下一个控制点a₁(～a₄)的弯曲线段(幅)为基准值1，计算相对于基准值1的平面图像fb的伸缩率。其结果为，由于求得图12中用黑点表示的伸缩率的离散点，因此根据拉格朗日曲线对连接该离散点的曲线进行拟合。该拟合曲线中，该横轴方向的位置i表示在平面图像B的横轴(X轴)方向上的各位置(像素后)相对于平面图像A的伸缩率。因此，求出从该拟合曲线求得的横轴方向的每个伸缩率，并进行存储。

步骤S3₄：接着，分别计算与求得的曲线C(x，y)正交的多条法线N(x)(参照图13)。法线的长度例如为在控制点上侧具有50像素(pixel)、在下侧具有400像素。法线N(x)为：

N(x)＝[f(x，y₀)，f(x，y₁)，…，f(x，y_m-1)]，

其中，y₀～y_m-1：法线上的y坐标的值为x_a0<x<x_a4。

步骤S3₅：接着，将求得的多条法线N(x)在横方向、即X轴方向映射为一条直线。其结果为，得到对一个平面图像A进行全局配准后的平面图像fa(参照图14)：

fa＝[N(x_a0)N(x_a1+1)…N(x_a4)]。

还有，关于另一个平面图像B也同样地执行全局配准，同样得出平面图像fb(参照图14)。

步骤S3₆：进一步，按照已求出的每个位置的伸缩率，在该横轴(x轴)方向对一个平面图像fb进行伸缩。

步骤S3₇：同时也按照每个位置的伸缩率，对横轴方向伸缩后的平面图像fb在纵轴(y轴)方向进行伸缩。经过该步骤S3₆、S3₇的处理，平面图像fb得以伸缩调整，生成最终的实施了全局配准的平面图像gb(参照图14)。

(局部配准)

进一步，紧接着全局配准，执行局部配准。在全局配准后的一个平面图像fa与带有纵横的伸缩调整的全局配准后的另一个平面图像gb之间，执行该局部配准。由于该局部配准也是基于图像处理器35进行的，在步骤S4₁～S43(参照图7)中表示其详细内容。

步骤S4₁：首先，图像处理器35，根据与操作员之间的交互操作，在一个平面图像fa上区划出网目α(u，v)(例如u＝1，2，…，15；v＝1，3，3)，将该各个网目α(u，v)作为固定ROI(感兴趣区域)进行设定的同时(参照图15)，将该ROI的特定位置作为基准点进行预先存储。例如，该基准点对于3行的ROI列，第一行的ROI为上端中央的点，第二行的ROI为ROI的中心点，以及第三行的ROI为下端中央的点的位置(参照图17(A))。

步骤S4₂：接着，由图像处理器35，在设定于该平面图像gb上的搜索区域中移动的同时，反复进行零均值归一化互相关(ZNCC：Zero-meanNormalized Cross-Correlation)R_ZNCC以计算设定在一个平面图像fa的各ROI与另一个平面图像gb的哪个位置(区域)相对应(参照图16)。该零均值归一化互相关R_ZNCC是由下式求得的。

【数学式1】

$R_{\mathrm{ZNCC}}=\frac{{\mathrm{\&Sigma;}}_{j=0}^{N-1}{\mathrm{\&Sigma;}}_{i=0}^{M-1}\left((\mathrm{\&beta;}(i,j)-\stackrel{\&OverBar;}{\mathrm{\&beta;}})(\mathrm{\&alpha;}(i,j)-\stackrel{\&OverBar;}{\mathrm{\&alpha;}})\right)}{\sqrt{{\mathrm{\&Sigma;}}_{j=0}^{N-1}{\mathrm{\&Sigma;}}_{j=0}^{M-1}(\mathrm{\&beta;}(i,j)-\stackrel{\&OverBar;}{\mathrm{\&beta;}})\&times;{\mathrm{\&Sigma;}}_{j=0}^{N-1}{\mathrm{\&Sigma;}}_{i=0}^{M-1}(\mathrm{\&alpha;}(i,j)-\stackrel{\&OverBar;}{\mathrm{\&alpha;}})}}$

但是，在该式中，N＝模板的高度，M＝模板的宽度。

该零均值归一化互相关R_ZNCC采用-1～+1范围的值，在R_ZNCC＝1时，表示设定在一个平面图像fa的ROI的图像与在另一个平面图像gb上搜索的区域的图像完全一致。

还有，发现对应位置时，也可以不采用零均值归一化互相关，而是使用相位限定相关等基本的二维图像的配准方法求得对应点，只是这样会增加运算量。

对于设定在一个平面图像fa的每一个ROI，将另一个平面图像gb上设定的搜索区域作为存在与该ROI对应区域的可能性高的区域。搜索另一个平面图像gb全体时会增加运算量，因此，设定一定尺寸的搜索区域以抑制该问题。例如，假如ROI的尺寸为100×110像素，那么搜索区域的尺寸则为160×190像素。这些ROI和搜索区域的尺寸可以根据作为对象的图像内容来决定。

在该步骤中，在一个平面图像fa的每个ROI上确定零均值归一化互相关RZNCC的值最高的区域，在另一个平面图像gb上设定与在该一个平面图像fa上设定的基准点相对应的点。对于各ROI反复进行该设定。例如，用图17(B)的黑点表示。

如果该零均值归一化互相关R_ZNCC的值为一定值以上(例如0.9以上)，可以看做该ROI与搜索区域内的本次运算的区域(与ROI同一尺寸的区域)十分匹配。

而如果R_ZNCC低于一定值，判断为相关度过低，不十分匹配。这种情况下，图像处理器35判定该设定的区域无效，对有效的两邻区域的移动量进行线性插值，获得判定为无效的区域的在平面图像gb上的位置信息。

步骤S4₃：接着，通过图像处理器35并基于另一个平面图像gb上发现的对应点，进行像素值的排列即重新配置。由此，如图17(C)所示，生成了经过重新配置的平面图像hb。

(差分信息的取得·显示)

如上所述的配准结束后，在S5中，通过图像处理器35，并基于

D(i，j)＝log{Ar(i，j)/Br(i，j)}

运算差分数据D(i，j)。在此，Ar(i，j)表示一个平面图像fa的各像素值，Br(i，j)表示另一个平面图像hb的各像素值。

进一步，根据显示器36显示基于该差分数据D(i，j)的差分图像C。该显示例表示为图18。如图18所示，差分图像C描绘出摄像时间点t1～t2之间的变化信息Ta。

以上，根据涉及本实施方式的全景摄像装置，对CPU的运算能力要求较低的同时，能够提供关于摄像对象的同一摄像部位的时间变化的信息。

具体为，能够评价龋齿和牙槽浓漏的经时变化。可以追踪植牙治疗埋设物的埋设位置的经时变化。进一步，能够灵敏地描绘出牙根部的病灶。进一步，能够灵敏地并且定量地掌握支撑牙列的骨头的侵蚀状况。另一方面，能够检测出以往全景图像的缺点、即侧方牙的重合部分的龋齿等，也能够基于进行自动对焦时使用的断层位置信息来提供，该龋齿等病变存在于重合部分的哪些牙齿上的信息。

该差分处理给医生和检查技师诊断上提供了极其有效的信息。例如，能够在装置和图像解析者之间交互地进行图像解析。因此，不仅对现阶段的治疗有效，在牙的定期健康检查等预防医学方面也发挥着重大作用。

(变形例)

本发明的图像处理装置以及图像处理方法并不限定于上述的实施方式，可展开为以下所记载的变形例中的各种方式。

(第一变形例)

第一变形例涉及在前述局部配准的步骤S4₂中运算的零均值归一化互相关R_ZNCC的对象区域的设定方法。参照图19～图20对该变形例进行说明。

图像处理器35使用像素尺寸各异的大中小三种ROI即ROI_L、ROI_M、ROI_S，进行如图19所示的三阶段的锁定型搜索。大ROI_L的像素尺寸例如为100×110像素、中ROI_M的像素尺寸例如为50×55像素、小ROI_S的像素尺寸例如为25×28像素。

首先，利用大ROI_L，对一个平面图像fa进行分割。然后，在另一个平面图像gb上一边设定与该ROI_L对应的区域，一边搜索基于前述零均值归一化互相关R_ZNCC的最优匹配区域(步骤S4A)。分别对分割平面图像fa的多个ROI_L进行该搜索。在进行该搜索时，也可以在平面图像gb上限定搜索区域。

接着，图像处理器35利用中ROI_M，对平面图像fa进行分割。然后，在另一个平面图像gb上的基于所述大ROI_L搜索出的最优匹配区域的附近(该区域的内侧、端部、或超过端部的部分)设定与该ROI_M对应的区域，并搜索基于前述零均值归一化互相关R_ZNCC的最优匹配区域(步骤S4B)。分别对分割平面图像fa而成的多个ROI_M进行该搜索。

接着，图像处理器35利用小ROI_S，对一个平面图像fa进行分割。然后，在另一个平面图像gb上的基于所述中ROIM搜索出的最优匹配区域的附近(该区域的内侧、端部、或超过端部的部分)设定与该ROI_S对应的区域，并搜索基于前述零均值归一化互相关R_ZNCC的最优匹配区域(步骤S4C)。分别对分割平面图像fa而成的多个ROI_S进行该搜索。

其结果，根据在步骤S4C中由小ROI_S搜索出的区域，在另一个平面图像gb上设定与在一个平面图像fa上设定的基准点对应的点。之后的处理与前述相同。

该第一变形例的情况下，也能够得到与前述实施方式的图像处理同等的作用效果。加之，由于逐渐减小ROI的尺寸来缩小匹配度高的区域，因此，进一步提高了作为比较对象的两个平面图像之间的匹配精度。

还有，ROI的尺寸变更可以是使用大ROI和小ROI两种，也可以使用4种以上尺寸的ROI。

(第二变形例)

第二变形例涉及作为提取经时变化信息的对象的全景图像的数量。在前述实施方式中，选择了两个3D自动对焦图像作为提取3D自动对焦图像的经时变化的对象，也可以将摄像于三个不同时间点的三两个以上3D自动对焦图像作为对象。在这种情况下，首先在第一、第二3D自动对焦图像间提取经时变化，接着，在第二、第三的3D自动对焦图像间提取经时变化。由此，可以得到摄像时间点向第二、第三时间点变化的经时变化信息。

(第三变形例)

第三变形例涉及包括变化信息的图像的提示方法。

如图10所述，通常牙科医生观察弯曲描绘的牙列全景图像并进行解读的情况比较多。也就是说，最习惯于那样的弯曲牙列全景图像的图像解析。

在此，牙科医生期望从牙列直线型差分图像C获取牙列弯曲型差分图像Ccurve的情况下(图21、步骤S21)，图像处理器35根据多数对应点的位置关系信息，将牙列直线型差分图像C的像素数据反向配置到牙列弯曲型差分图像Ccurve的像素数据(步骤S22)。进一步，如图22所示，将该差分图像Ccurve显示到显示器36(步骤S23)。

由此，牙科医生可以观察熟悉的牙列弯曲型图像进行解读，因此能够减轻牙科医生的劳力。

另外，如果换个角度看，变换为牙列直线型图像的行为以及正确进行配准的行为表示按照不同个体进行归一化配置，从别的观点来看，提取图像的特征时，有可能会简化该提取算法，因而应用范围广泛。

(第四变形例)

另外，根据前述实施方式，提取基于差分的变化信息的对象、即两个3D自动对焦图像IMA、IMB按照原样如上所述地进行减法处理。但是，第四变形例中，作为减法处理的预处理，也可以在三维空间事先对两个3D自动对焦图像IMA、IMB粗略地进行位置对准，之后进行减法处理。

(第五变形例)

另外，作为第五变形例，也可以通过仅实施配准的方式对前述的图像装置和图像处理方法进行变形。也就是说，说到前述实施方式的例子，在图像处理器35进行图7的顺序中，不执行步骤S5的处理，得到在那之前的经过配准、即归一化的两个平面图像fa和平面图像gb。将由此得到的配准后的图像(两个平面图像fa和平面图像gb的任一方或双方)显示在例如显示器36(图23、步骤S10)。还有，图23中步骤S1～S4与图7中的步骤S1～S4为同一处理。

(第六变形例)

进一步，图24表示第六变形例。通过反复进行前述配准，能够得到两个以上的平面图像，可从那些平面图像的差异信息检测出牙列的牙周病等。通过配准，多个平面图像的位置相互被高精度地归一化，所以，设定在那些图像的同一位置处的ROI高精度地指出了被测体的同一部位。因此，在那些多个ROI部位相互间，容易获得相关值、X射线光子数(计数值)的变化信息、射束硬化的变化信息等作为差异信息(图24、步骤S21)。该差异信息通过例如显示器36提示给图像解析者(图24、步骤S21)。还有，图24中步骤S1～S4与图7中步骤S1～S4为同一处理。从该差异信息能了解病状的变化。也就是说，在本发明中说到的配准后的差异信息不限定于前述差分，还包含各种各样的变化信息。

(第七变形例)

图25和图26表示第七变形例。该变形例涉及一种有效利用涉及本发明的基于配准的归一化效果的方法。具体为，更鲜明地提取牙的轮廓并根据该轮廓部分正确地设定ROI(感兴趣区域)的方法。

牙周病(牙龈炎、牙周炎)作为牙轮廓部分发生的代表性炎症为人所知。牙周病严重发展的情况下，通过目视观察或以往的全景摄影进行判断。但是，除非能判定牙槽骨和牙周膜的内部物质的状态，否则很难弄清楚炎症发生以前的是否会发展为牙龈炎的状态。也就是说，需要弄清楚构成牙的牙骨质、牙周膜、牙龈、牙槽骨的物质的同化程度。因此，更高精度地在那些部分分别设定ROI，从而确定该各ROI内的局部物质。通常，很难通过目视判定全景图像中的牙和牙龈(牙槽骨)的边界部分。

因此，在本变形例中，使用前述的经过配准的图像，使所述边界部分更鲜明。由此，例如为了预知和检测出牙周病，能够更高精度地设定ROI。

图25表示的流程图是由图像处理器35执行的，其步骤S1～S4的处理与图7的步骤S1～S4相同。配准结束后，图像处理器35对两个平面图像fa、hb中的一个图像(参照图26(A))进行ROI设定的预处理(步骤S30)。具体为，如图26(B)所示，将像素向左右任意一方错开相当于牙周膜厚度(例如500μm)的距离(例如3像素)，并对像素值进行差分。由此，牙的轮廓变得清晰(参照图26(C))。

在这种状态下，图像解析者在牙的轮廓部分设定例如三个矩形状的ROI：ROIn1、ROIn2、ROIn3(步骤S31：参照图26(D))。这时，由于牙轮廓变得更清晰，能够在牙龈(牙槽骨)、牙周膜、牙骨质各自的部分，位置精度更好地设定ROI：ROIn1、ROIn2、ROIn3。

接着，确定该ROI部分的物质(步骤S32)。该确定可以使用公知方法。另外，也可以使用由对于物质的X射线的吸收信息与基于物质的X射线光束硬化信息构成的散布图。

根据该变形例，能够更高精度地设定用于早期预知和检测牙周病等炎症的ROI，因此，这种预知和检测的精度也提高。另外，能够更加有效地利用本发明的配准。还有，可以对所述第一～第七变形例相互适当地组合以实施。

(第二实施方式)

接着，参照图27和图28，对本发明的第二实施方式进行说明。在本实施方式中，对与第一实施方式的记载同一或同等的构成要素和处理，使用同一符号，并省略该说明。

涉及这个第二实施方式的图像处理，更高精度地进行第一实施方式中说明的全局配准。因此，其特征在于，本实施方式的全局配准在前述多个控制点a₀～a₄以外，还使用了多个辅助点。

如图27所示，在该全局配准中，图像处理器35与操作员之间交互地在沿着牙列的五个控制点a₀～a₄以外，还设定了四个辅助点α₁～α₄(步骤S40：参照图28(A))。

其中，五个控制点a₀～a₄在上下牙列之间，并且位于上侧牙列的指定牙的各自下端部的宽度方向的大致中心位置。在这五个控制点a₀～a₄中，两端的控制点a₀、a₄设置在前数第七颗或第八颗的左右第三大臼齿各自下端中央。对此，辅助点α₁～α₄中，两端的辅助点α₁、α₄也设定在第三大臼齿的根部。

另外，五个控制点a₀～a₄中，分别位于左右第二的两个控制点a₁、a₃同样地设定在前数第三颗的左右两颗犬牙上。四个辅助点α₁～α₄中位于正中的两个辅助点α₂、α₃也同样地设定在犬牙上。五个控制点a₀～a₄中位于正中的控制点a₂设定在牙列的大致中央处。

在此，通常臼齿的变形比门齿大，使用辅助点是为了通过更正确地进行臼齿配准以提高全体配准的精度。因此，两端的控制点a₀、a₄和辅助点α₁、α₄设定在最靠里的臼齿上即可，当没有第三大臼齿的情况下也可设定在第二大臼齿上。在没有第二大臼齿的情况下也可设定在第一大臼齿上。另外，从设定辅助点的意义来看，四个辅助点α₁～α₄中、设定在臼齿上的左右两端的辅助点α₁、α₄不可缺少。但是，在某些情况下，设定在犬齿上的中央部的两个辅助点α₂、α₃可以不设定。还有，优选将配对的辅助点和控制点设定在同一颗牙齿上。

接着，与第一实施方式中的处理同样，图像处理器35根据拉格朗日曲线对五个控制点a₀～a₄描出的曲线进行拟合(参照图28(B))，通过移动像素使图像变形(步骤S41)，从而使得该曲线直线化(参照图28(C))。接着，如α₁｀、α₂｀、α₃｀、α₄｀所示，图像处理器35通过移动像素使图像变形(步骤S42)，从而使得拟合的直线Lst与连结点a₀、α₁的直线Ln1、连结点a₁、α₂的直线Ln2、连结点a₃、α₃的直线Ln3以及连结点a₄、α₄的曲线Ln4分别正交(参照图28(C))。还有，在所述图像变形处理中，根据来自于伴随该控制点和辅助点移动的移动量，通过插补确定控制点和辅助点以外各点(像素)的移动量和移动方向。

与第一实施方式的说明同样，根据伸缩率对经过所述处理的平面图像A(B)进行处理(步骤S3₃～步骤S3₇)，生成差分图像。还有，该第二实施方式中的步骤S33～S36中作为对象的线，是已经变直的直线Lst(参照图28(C))。

当然，以下侧牙列为中心进行观察的情况下，下侧牙根部的设定与前述设定相同。

其他构成和处理与第一实施方式相同或相等。因此，根据该实施方式，在第一实施方式中得到的作用效果以外，也能得到基于使用辅助点α₁～α₄(或辅助点α₁、α₄)的独特作用效果。也就是说，与仅使用控制点a₀～a₄的情况相比，能够精确地对准从左右牙的顶端到根部的位置。因此，配准的位置精度进一步提高，差分信息的可靠性也进一步提高。

还有，在所述实施方式和变形中，对处理对象为牙列的情况进行了说明，但是该对象也可以是颚部的其他部位。另外，该对象也可以使被测体的关节等其他部位。

Claims (14)

1.一种图像处理装置，通过X射线摄影装置对被测体照射X射线，检测出表示透过该被测体的所述X射线的透过量的数据，并且得到基于该数据而制作的两个时间点的两个平面图像A、B之间的差异信息，

其特征在于，具备：

第一配准单元，根据由所述两个平面图像A、B中各指定位置所决定的曲线，对该两个平面图像A、B全体分别进行配准处理而分别制作两个平面图像fa、gb，所述配准处理是以使平面图像A、B上分别设定的控制点形成直线并且在水平方向上一致的方式改变该直线上的每个位置的伸缩率而进行的；

第二配准单元，搜索该另一个平面图像gb，以找出构成所述第一配准单元制作的所述一个平面图像fa的多个局部区域分别与所述另一个平面图像gb的哪个区域相匹配，以制作对该匹配的区域图像进行重新配置而成的平面图像hb；

差异运算单元，对由该第二配准单元制作的平面图像hb与由所述第一配准单元制作的所述一个平面图像fa之间的差异信息进行运算。

2.根据权利要求1所述的图像处理装置，其特征在于，所述第一配准单元具备：

位置指定单元，与操作者之间交互地分别在所述两个平面图像A、B中指定多个所述位置；

曲线确定单元，确定将通过所述位置指定单元指定的多个所述位置连结而成的所述曲线；

法线运算单元，运算出由所述曲线确定单元确定的所述曲线上的多个位置处的、与该曲线正交的多条法线；

直线化单元，将由所述法线运算单元运算的所述多条法线在改变伸缩率的同时，排列在直线上。

3.根据权利要求1或2所述的图像处理装置，其特征在于，

所述第一配准单元包括缩放单元，所述缩放单元进行缩放，使所述两个平面图像fa、fb中的一个平面图像fb横轴方向的每个位置处的纵轴方向上的大小、与另一个平面图像fa横轴方向的每个位置处的纵轴方向上的大小一致，从而得到纵轴方向的大小经过调整的所述另一个平面图像gb。

4.根据权利要求1或2所述的图像处理装置，其特征在于，

所述第二配准单元使用像素尺寸各异的多种ROI(感兴趣区域)，依次对所述一个平面图像fa进行分割，并按照由该ROI分割的每个区域且按照该ROI的每个种类进行搜索，以找出该一个平面图像fa上的该多种ROI与所述另一个平面图像gb上的哪个局部部分匹配。

5.根据权利要求1或2所述的图像处理装置，其特征在于，具备：

第一显示单元，将由所述差异运算单元运算出的所述差异信息显示在显示器上；

差异信息转换单元，将由所述差异运算单元运算出的所述差异信息，转换到由所述第一配准单元配准前的平面图像A、B所具有的坐标系中；

第二显示单元，将由该差异信息转换单元转换后的所述差异信息显示到所述显示器上。

6.根据权利要求5所述的图像处理装置，其特征在于，

所述第二显示单元以与所述两个平面图像A、B的任一方或双方重叠的方式显示到所述显示器。

7.根据权利要求1或2所述的图像处理装置，其特征在于，所述X射线摄影装置具备：

放射线放出源，放出所述X射线；

X射线检测器，当所述X射线入射时，以帧单位输出与该X射线相应的数字电量的二维数据；

移动单元，使所述X射线放出源与所述X射线检测器的配对、所述X射线检测器、或对象物的任一方相对另一方移动；

数据收集单元，当通过所述移动单元使所述X射线放出源与所述X射线检测器的配对、所述X射线检测器、或对象物的任一方相对另一方移动时，以帧单位收集由所述X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于所述两个时间点在同一对象的同一摄像部位收集的所述数据，对所述对象物的摄像部位的焦点进行最佳化，并且根据反映该摄像部位的实际位置和形状的三维最佳焦点图像，分别制作所述两个时间点的关于所期望的同一断面的所述两个平面图像A、B。

8.根据权利要求1或2所述的图像处理装置，其特征在于，

所述X射线检测器是光子计数型检测器，所述光子计数型检测器将所述X射线的能量按照预先设定的多个能量区域且将该X射线作为粒子进行检测。

9.根据权利要求3所述的图像处理装置，其特征在于，

所述第二配准单元使用像素尺寸各异的多种ROI(感兴趣区域)，依次对所述一个平面图像fa进行分割，并按照由该ROI分割的每个区域且按照该ROI的每个种类进行搜索，以找出该一个平面图像fa上的该多种ROI与所述另一个平面图像gb上的哪个局部部分匹配。

10.根据权利要求9所述的图像处理装置，其特征在于，具备：

第一显示单元，将由所述差异运算单元运算出的所述差异信息显示在显示器上；

差异信息转换单元，将由所述差异运算单元运算出的所述差异信息，转换到由所述第一配准单元配准前的平面图像A、B所具有的坐标系中；

第二显示单元，将由该差异信息转换单元转换后的所述差异信息显示到所述显示器上。

11.根据权利要求10所述的图像处理装置，其特征在于，所述X射线摄影装置具备：

放射线放出源，放出所述X射线；

X射线检测器，当所述X射线入射时，以帧单位输出与该X射线相应的数字电量的二维数据；

移动单元，使所述X射线放出源与所述X射线检测器的配对、所述X射线检测器、或对象物的任一方相对另一方移动；

数据收集单元，当通过所述移动单元使所述X射线放出源与所述X射线检测器的配对、所述X射线检测器、或对象物的任一方相对另一方移动时，以帧单位收集由所述X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于所述两个时间点在同一对象的同一摄像部位收集的所述数据，对所述对象物的摄像部位的焦点进行最佳化，并且根据反映该摄像部位的实际位置和形状的三维最佳焦点图像，分别制作所述两个时间点的关于所期望的同一断面的所述两个平面图像A、B。

12.根据权利要求11所述的图像处理装置，其特征在于，

所述X射线检测器是光子计数型检测器，所述光子计数型检测器将所述X射线的能量按照预先设定的多个能量区域且将该X射线作为粒子进行检测。

13.根据权利要求4所述的图像处理装置，其特征在于，具备：

第一显示单元，将由所述差异运算单元运算出的所述差异信息显示在显示器上；

差异信息转换单元，将由所述差异运算单元运算出的所述差异信息，转换到由所述第一配准单元配准前的平面图像A、B所具有的坐标系中；

第二显示单元，将由该差异信息转换单元转换后的所述差异信息显示到所述显示器上。

14.一种图像处理方法，通过X射线摄影装置对被测体照射X射线，检测出表示透过该被测体的所述X射线的透过量的数据，并且得到基于该数据而制作的两个时间点的两个平面图像A、B之间的差异信息，

其特征在于，

根据由所述两个平面图像A、B中各指定位置所决定的曲线，对该两个平面图像A、B全体各自进行配准处理而分别制作两个平面图像fa、gb，所述配准处理是以使平面图像A、B上分别设定的控制点形成直线并且在水平方向上一致的方式改变该直线上的每个位置的伸缩率而进行的；

搜索该另一个平面图像gb，以找出构成所述一个平面图像fa的多个局部区域分别与所述另一个平面图像gb的哪个区域相匹配，以制作对该匹配的区域图像进行重新配置而成的平面图像hb；

对制作的所述平面图像hb与制作的所述一个平面图像fa之间的差异信息进行运算；

提示所述差异信息。