JP2014161590A - 歯科用ｘ線撮像装置及び歯科用ｘ線撮像における画像補正方法 - Google Patents

Abstract

【課題】被検体を挟んで配置したＸ線管及び検出器を被検体の周りに回転可能な撮像系において、目的物のパノラマ画像に写り込む障害陰影を補正処理により確実に除去又は軽減させる。
【解決手段】Ｘ線撮像装置はＸ線管と検出器とを備える。Ｘ線管及び検出器の間に被検体の顎部を位置させた状態でＸ線管及び検出器を回転させてＸ線スキャンを行う(ステップＳ１，Ｓ２)。２つの構造物のうちの一方の構造物、例えば歯列に焦点を当てた第１のパノラマ画像を取得する（ステップＳ３）。残りの一方の構造物、例えば頸椎、に焦点を当てた第２のパノラマ画像を取得する(ステップＳ３)。一方の構造物を撮像目的物とし、残りの一方の構造物の、目的物のパノラマ画像への映り込み（障害陰影）を、第１及び第２のパノラマ画像に基づいて除去又は軽減し、目的物のパノラマ画像を生成する(ステップＳ４〜Ｓ７)。
【選択図】図９

Description

本発明は、被検体の顎部をＸ線ビームでスキャンして透過Ｘ線を検出し、その検出したＸ線データをトモシンセシス(tomosynthesis)法で処理することによりパノラマ像を再構成する歯科用Ｘ線撮像装置及び歯科用Ｘ線撮像における画像補正方法に関する。

近年、トモシンセシス法に依る被検体の断層撮影法が盛んに行われるようになっている。このトモシンセシス法の原理はかなり古くから知られているが（例えば特許文献１を参照）、近年では、そのトモシンセシス法に依る画像再構成の簡便さを享受しようとする断層撮影法も提案されている（例えば特許文献２及び特許文献３を参照）。また、歯科用でその例が多数見られるようになっている（例えば特許文献４、特許文献５を参照）。

トモシンセシス法の歯科への応用の一つとして、通常、湾曲した歯列を２次元平面状に展開したパノラマ画像を得るパノラマ撮像装置が実用化されている。このパノラマ撮像装置は、通常、被検体の口腔部の周囲にＸ線管と縦長の幅にわたって画素を有する検出器との対を、その回転中心が想定された歯列に沿った一定軌道を画くように、その回転中心を複雑に移動させながら回転させる機構を備える。Ｘ線管と検出器との間は一定値に保持される。上述の一定軌道は、標準の形状及びサイズと見做される歯列に沿って予め設定した基準断層面(３次元的に存在する断層面)に焦点を当てるための軌道である。この回転中に、一定間隔で、Ｘ線管から照射されたＸ線が被検体を透過して検出器によりデジタル量のフレームデータとして検出される。このため、基準断層面に焦点を絞ったフレームデータが一定間隔毎に収集される。このフレームデータをトモシンセシス法で再構成して、基準断層面のパノラマ画像を得る。

また、特許文献６には、Ｘ線管と検出器が同一中心点の周りに共に円軌道を描くように且つ互いに独立して回転可能な撮像系を持つパノラマ撮像装置の一例が開示されている。顎部はその円軌道の中に位置付けられる。Ｘ線管から照射されたＸ線は常に検出器の検出面に向くように制御される。

特開昭５７−２０３４３０ 特開平６−８８７９０ 特開平１０−２９５６８０ 米国特許公開US2006/0203959 A1 特開２００７−１３６１６３ 国際公開WO2012/008492

上述した特許文献６に記載のパノラマ撮像装置の場合、Ｘ線管と検出器の間の距離が固定ではなく、スキャンにより照射されるＸ線のパス毎にその距離が変わる。このため、障害陰影となる頸椎や左右の上顎を極力回避した所望のＸ線パスを比較的容易に設定できる一方で、Ｘ線管及び検出器を回転させる円軌道上の角速度の制御が複雑になる。

反面、歯列の撮像に対して障害陰影になる頸椎などの構造物をなるべく回避するＸ線パスを実現する角速度を容易に設計できるが、所望の断層面をトモシンセシス法による再構成の処理、特に、シフト・アンド・アッドの処理が複雑になる。しかも、この再構成の処理をより正確に行おうとすると、断層方向の距離とシフフト・アンド・アッドの量の関係、すなわち撮像空間の構造を把握するためにファントムを用いて種々のキャリブレーションを行う必要がある。つまり、キャリブレーションの工程が複雑で時間が掛かる。加えて、このキャリブレーションの数に応じた収集場面にしか対応が出来ず、Ｘ線管と検出器が互いに独立して自在に回転可能である、つまり、Ｘ線管・検出器間の距離が可変である撮像系が持つ折角の利点を有効に活用するには煩雑と言える。

そのような不便さを敢えて我慢するとしても、Ｘ線ビームが障害陰影になる頸椎を完全に通らないように軌道設計することはできない。また、頸椎を通る断面のパノラマ画像を観察したいとすると、逆に歯列が障害陰影として頸椎のパノラマ画像に写り込む。さらに、障害陰影となる部位は、歯列や頸椎に限られず、左右の顎骨であることもある。

このような状況から目的部位のパノラマ画像にどうしても写り込んでしまう障害陰影を除去又は軽減する手法が望まれていた。

本発明は、上記事情に鑑みてなされたもので、Ｘ線管と検出器を被検体の周りに回転させて撮像をするときに、目的物のパノラマ画像に写り込む障害陰影を補正処理により確実に除去又は軽減させて、目的物の描出能を一層高めることができる歯科用Ｘ線撮像装置及び歯科用Ｘ線撮像における画像補正方法提供することを、その目的とする。

上記目的を達成するため、本発明の一態様に係るＸ線撮像装置は、Ｘ線を照射するＸ線管と、前記Ｘ線を検出するＸ線検出器とを備えた撮像系を、当該Ｘ線管及び当該検出器の間に被検体の顎部を位置させた状態で回転させるようにした歯科用Ｘ線撮像装置である。この装置は、前記顎部に存在する２つの構造物のうちの一方の構造物に焦点を当てた第１のパノラマ画像を取得する第１の画像取得手段と、前記２つの構造物のうちの残りの一方の構造物に焦点を当てた第２のパノラマ画像を取得する第２の画像取得手段と、前記一方の構造物を撮像の目的物とし、前記残りの一方の構造物の、前記目的物のパノラマ画像への映り込みを障害陰影としたときに、前記第１及び第２のパノラマ画像に基づいて前記障害陰影の映り込みを除去又は軽減した前記目的物のパノラマ画像を生成する目的物画像生成手段と、を備えたことを特徴とする。

好適な一例として、前記目的物画像生成手段は、
前記頸椎のパノラマ画像（第２のパノラマ画像）のサイズを前記歯列のパノラマ画像(第１のパノラマ画像)のサイズに合わせるスケーリング手段と、このスケーリング手段によりサイズ調整された前記頸椎のパノラマ画像の各画素に当該焦点面で定義されるぼけ関数を重畳積分して、当該頸椎のボケ画像を生成するボケ画像生成手段と、前記第１の画像取得手段により取得された前記歯列のパノラマ画像と前記ボケ画像生成手段により生成された前記頸椎のパノラマ画像のボケ画像との間で画素毎にその画素値の引算（自然対数をとった画素値の場合）又は割算（自然対数をとっていない画素値の場合）を行い、その差画像を、前記障害陰影が除去又は軽減した後の前記目的物のパノラマ画像として提供する差画像演算手段と、を備える。

また、本発明の別の態様に係る歯科用Ｘ線撮像における画像補正方法は、Ｘ線を照射するＸ線管と、前記Ｘ線を検出するＸ線検出器とを備えた撮像系を、当該Ｘ線管及び当該検出器の間に被検体の顎部を位置させた状態で回転させるようにした歯科用Ｘ線撮像において実行される。前記顎部に存在する２つの構造物のうちの一方の構造物に焦点を当てた第１のパノラマ画像を取得し、前記２つの構造物のうちの残りの一方の構造物に焦点を当てた第２のパノラマ画像を取得し、前記一方の構造物を撮像の目的物とし、前記残りの一方の構造物の前記目的物のパノラマ画像への映り込みを障害陰影としたときに、前記第１及び第２のパノラマ画像に基づいて前記障害陰影の映り込みを除去又は軽減した前記目的物のパノラマ画像を生成する、ことを特徴とする。

本発明によれば、Ｘ線管と検出器を被検体の周りに回転させて撮像をするときに、目的物のパノラマ画像に写り込む障害陰影を補正処理により確実に除去又は軽減させる。これにより、目的物の描出能を一層高めることができる。

添付図面において、
図１は、一実施形態に係るＸ線撮像装置としてのパノラマ撮像装置の概要を示す斜視図、 図２は、上記パノラマ撮像装置のＸ線管及び検出器の配置構成を説明する図、 図３は、上記パノラマ撮像装置のＸ線管及び検出器の配置構成を、当該Ｘ線管及び検出器の回転可能な方向及びそれらの正対状態と共に説明する別の図、 図４は、検出器の構成の概略を説明する配置例の図、 図５は、検出器の電気的な構成を説明するブロック図、 図６は、光子計数型の検出器に与える、Ｘ線フォトンの入射に応答して検出される電気パルスと閾値との関係を説明するグラフ、 図７は、Ｘ線のフォトンの入射頻度（計数値）に対するエネルギスペクトラムと弁別回路による与えるエネルギ領域との関係例を説明するグラフ、 図８は、上記パノラマ撮像装置全体の電気的な構成の概略を示すブロック図、 図９は、実施形態で実行されるスキャン及び障害陰影除去の流れを概略的に示すフローチャート、 図１０は、障害陰影除去の一部の工程を示す図、 歯列のパノラマ画像を再構成するためのゲインカーブの一例を示すグラフ、 頸椎のパノラマ画像を再構成するためのゲインカーブの一例を示すグラフ、 歯列のパノラマ画像（障害陰影除去前）の一例を示す画像、 頸椎のパノラマ画像の一例を示す画像、 歯列のパノラマ画像の障害陰影除去前の一例を示す画像（図１３の患者とは別の患者の画像）、及び、 図１５と比較すべき、歯列のパノラマ画像の障害陰影除去（軽減）後の一例を示す画像、である。

以下、添付図面を参照して、本発明の実施形態を説明する。

図１〜図１６を参照して、本発明に係るＸ線撮像装置としてのパノラマ撮像装置の１つの実施形態を説明する。

このパノラマ撮像装置１は、被験者の顎部（歯列を含む）のパノラマ画像を撮像する歯科用の装置として構成されている。この装置によれば、後述する構成及び機能によって、被検体の顎部の擬似的な３次元断面像（画像それ自体は２次元画像であるが、歯列などの撮影部位の形状に応じて３次元的に表示される断面像）を撮影できる。なお、本実施形態に係るパノラマ撮像装置として構成されているが、必ずしも歯科の分野に限られず、乳房撮影、耳鼻咽喉撮影、手足の骨・関節部分など、様々な部位に適用できる。また、本人同定のための死体鑑定、在宅検査、非破壊検査などの用途にも適用することができる。

図１に、本実施形態に係る歯科用のパノラマ撮像装置１の外観を示す。

このパノラマ撮像装置１は、キャスター１１を装着した台座１２と、この台座１２に搭載された昇降ユニット１３及び電源ボックス１４と、コンソール１７を備える。昇降ユニット１３は、その内部に昇降機構（図示せず）を備え、同ユニットの上側の昇降部を台座１２（つまり床面）に対して電動で所定範囲の中で上下動可能に構成されている。この昇降ユニット１３の上下動方向をＺ軸とすると、図示のようなＸＹＺ直交座標を想定できる。なお、電源部１４はシステムの各部に必要な電力を供給する。

また、このパノラマ撮像装置１は、昇降ユニット１３の昇降部からＸ軸方向（つまり、横方向に伸びた２つのアーム１５，１６を備える。この２つのアーム１５，１６はＹ軸方向に沿って見た場合、共に、略Ｌ字状に形成され、それらアーム１５，１６夫々の一端部が互いに重なるように重合され、昇降部の側面に取り付けられている。昇降ユニット１３の内部には、それら２つのアーム１５，１６を互いに独立して、すなわち互いに異なる速度で回転させることができる回転機構１３Ｄが装備されている。上記２つのアーム１５，１６の夫々の先端部分には、Ｘ線管２１及び検出器２２がそれぞれ装備されている。Ｘ線管２１のＸ線照射側の前面には、Ｘ線をファン状に成形するスリット（絞り）２３が配設される。このスリット２３の開口の面積は可変になっており、この開口面積の大きさが後述するモータなどの開口駆動部２３Ｄ（図８参照）によって制御される。回転機構１３Ｄとアーム１５，１６により、Ｘ線管２１及び検出器２２に対する，相互に独立して駆動可能に支持する支持手段が構成される。

Ｘ線管２１はタングステン等の適宜な陽極材に用いた回転陽極型Ｘ線管として構成される。Ｘ線管２１は点状のＸ線焦点（例えば径が０．１ｍｍ〜０．５ｍｍ）ＦＰを有する。このＸ線管２１は、後述する高電圧発生装置から供給される駆動電力に応答してＸ線を曝射する。Ｘ線管２１のＸ線焦点ＦＰから曝射されたＸ線は、スリット２３で絞られてファン状のＸ線ビームに成形される。このＸ線ビームは、その後、被験者Ｐの顎部ＪＷを透過して減衰し、その減衰状態を反映した透過Ｘ線ビームが検出器２２に入射する。

撮影時には、図２に示すように、Ｘ線管２１と検出器２２との間に画成される３次元の撮影空間ＩＳの所定位置に被験者Ｐの顎部ＪＷが位置決めされる。このため、Ｘ線管２１と検出器２２は顎部を挟んで互いに対向（正対）する。照射されたＸ線ビームはスリット２３を通った後、顎部ＪＷ（歯列など）を透過し、検出器２２により検出される。撮影時には回転機構１３Ｄにより２つのアーム１５，１６が回転駆動されるので、１つの回転中心Ｏを中心にＸ線管２１と検出器２２は顎部の周りを各々、所定の円形軌道に沿って回転する。その回転中に所定間隔でＸ線ビームの照射及び検出が実行される。

ＹＺ面に対向するＸ軸方向に沿ってみた場合、Ｘ線管２１及び検出器２２は、予めシステム側で定めた回転中心Ｏを中心とする円形の軌道Ｔｘ，Ｔｄに沿ってそれぞれ回転駆動される。この回転中心Ｏから円形軌道Ｔｘ，Ｔｄまでの半径Ｄｘ、ＤｄはＸ線被ばく、検出精度、装置の小形化、患者との機械的な干渉などを考慮して、互いに異なった値に設定されている（図２参照）。本実施形態では、Ｄｘ≠Ｄｄであって、特にＤｘ＞Ｄｄに設定されている。回転中心Ｏから検出器２２までの距離（半径Ｄｄ）の方が、回転中心ＯからＸ線管２１までのそれ（半径Ｄｘ）よりも小さい理由は、検出器２２の位置を極力、顎部ＪＷに接近させ、Ｘ線の入射強度の減弱を少なくするためである。回転中心ＯからＸ線管２１までの距離（半径Ｄｘ）は、規格で定められたＸ線管・皮膚間距離を確保できる値に設定されている。

このため、Ｘ線管２１及び検出器２２を常に互いに対向（正対）させ、且つ、顎部ＪＷ（歯列）に対する予め定めた複数の所望のＸ線パスに沿ったＸ線の照射及び検出を実行させるため、Ｘ線管２１及び検出器２２は互いに異なる角速度で独立して駆動される。

なお、上述した「互いに対向」とは、図３に示すように、Ｘ軸方向に沿って見た場合、Ｘ線管２１の点状のＸ線焦点ＦＰから照射されてスリット２３によりコーン状に成形されたＸ線ビームの照射範囲と、検出器２２のＸ線検出面２２Ａ（後述する）とが一致している状態を言う。特に、そのＸ線ビームのＹＺ面に沿った方向の中心線が、そのＸ線検出面の幅方向（ＹＺ面に沿った方向の幅）の中心位置Ｃに９０°で交差する軸Ｔを含む状態を「正対している状態」と呼ぶ（図３参照）。なお、図３において、機械的な回転中心ＯからＺ軸方向に伸びる直線位置を回転角θ＝０とし、この回転位置から時計方向及び反時計方向に±の回転方向が設定されている。

このため、上述した「常に互いに対向（又は正対）」を実現するため、前記アーム１５，１６のうち、Ｘ線管２１、検出器２２を内蔵している対向アーム部分１５Ａ，１６Ａは、軸ＡＸｓ、ＡＸｄを中心にそれぞれ独立して回動（自転、すなわち姿勢）可能になっている（図１〜図３参照）。そのためのモータ等の回転駆動機構１５Ｂ，１６Ｂがアーム１５，１６にそれぞれ装備されている。この回転駆動機構１５Ｂ，１６Ｂの駆動制御は後述するコンソール１７のコントローラにより実行される。

なお、本実施形態では、Ｙ軸方向において交差位置Ｃと軸ＡＸｄの位置を一致させている。また、図３に示す円軌道Ｔｘ，Ｔｄを辿るのは、それぞれ、ＹＺ面で見たときの前述した軸ＡＸｓ、ＡＸｄの位置である。

検出器２２は、図４に示すように、それぞれＸ線撮像素子を２次元に配列した、複数の検出モジュールＢ１〜Ｂｍのアレイ（センサ回路）を有する。複数の検出モジュールＢ１〜Ｂｍは互いに独立したブロックとして作成され、それらを基板（図示せず）上に所定の矩形状に実装して検出器２２の全体が作成される。

なお、複数の検出モジュールＢ１〜Ｂｍは、個々のモジュールの間は一定の隙間を設けつつ、縦（Ｘ軸）方向に複数個(縦方向に１７個並べるとともに、個々のモジュールをスキャン方向Ｏ_Ｙに対して角度θだけ斜めに傾けて配置している。この角度θは例えば約１４°に設定される。この複数の検出モジュールＢ１〜Ｂｍが作る、縦横の長さの比が大きい、つまり、細長い矩形状の表面がＸ線検出面２２Ａを成している。検出モジュールＢ１〜Ｂｍを斜めに配置しているため、Ｘ線検出面２２Ａは複数のモジュールＢ１〜Ｂｍの個々の検出面の内側を辿る（内接する）ように形成されている。勿論、角度θ＝０°に設定してもよい。

この斜め配置の検出モジュールを有する検出器２２の構造及びその検出信号のサブピクセル法による処理は、例えば国際特許公報ＷＯ ２０１２／０８６６４８Ａ１により知られている。

なお、図４における参照符号ＡＸｄは、検出器２２自身を自転（回転）させるときの中心軸である。

個々の検出モジュールＢ１（〜Ｂｍ）はＸ線を直接、電気パルス信号に変換する半導体材料で作成される。このため、検出器２２は、半導体による直接変換方式の光子計数型Ｘ線検出器である。

この検出器２２は、上述したように、複数の検出モジュールＢ１〜Ｂｍのアレイとして形成される。各検出モジュールＢｍは、周知のように、Ｘ線を検出する検出回路Ｃｐ（図５参照）と、その検出回路Ｃｐと一体に積層されたデータ計数回路５１_ｎ（図５参照）を備える。検出回路Ｃｐは、検出モジュール毎に、Ｘ線を直接、電気信号に変換する半導体層と、この両面にそれぞれ積層させた荷電電極及び集電電極とを備える（図示せず）。荷電電極にＸ線を入射させる。荷電電極は共通の１枚の電極であり、荷電電極との間にバイアスの高電圧が印加される。半導体層及び集電電極は碁盤目状に分割され、この分割により、相互に一定の距離を置いて２次元アレイ状に配置される複数の小領域が形成される。これにより、荷電電極上に２次元状に配列された複数の、半導体セルＣ（図４，５参照）及び集電電極の積層体が形成される。この複数の積層体が、２次元の碁盤目状に配列された複数の画素Ｓ_ｎを構成する。

この結果、複数の検出モジュールＢ１〜Ｂｍの全体によって、検出器２２に必要な所定領域を占める複数の画素Ｓ_ｎ（ｎ＝１〜Ｎ）が形成される。この複数の画素Ｓ_ｎが画素群Ｃｐを構成する（図５参照）。

検出モジュールＢ１〜Ｂｍそれぞれの画素数は４０×４０画素であり、各画素Ｓ_ｎのサイズは例えば２００μｍ×２００μｍである。この画素サイズは、入射するＸ線を多数の光子の集まりとして検出可能な値に設定されている。各画素Ｓ_ｎは、Ｘ線の各光子の入射に反応し、各光子が持つエネルギに応じた振幅の電気パルスを出力する。つまり、各画素Ｓ_ｎは、その画素に入射するＸ線を直接、電気信号に変換することができる。

このため、検出器２２は、入射するコーンビーム状のＸ線を成す光子を、検出器２２の検出面を構成する画素Ｓ_ｎ毎に計数して、その計数した値を反映させた電気量のデータを例えば３００ｆｐｓの高いフレームレートで出力する。このデータはフレームデータとも呼ばれる。

半導体層、すなわち半導体セルＣの半導体材料としては、テルル化カドミウム半導体（ＣｄＴｅ半導体）、カドミュームジンクテルライド半導体（ＣｄＺｎＴｅ半導体（ＣＺＴ半導体））、シリコン半導体（Ｓｉ半導体）、臭化タリューム（Ｔ１Ｂｒ）、ヨウ化水銀（ＨｇＩ_２）などが用いられる。なお、この半導体セルの代わりに、柱状に細分化し、光学的に各柱が遮光された構造を持つシンチレータ素材と、微細なアバランシェフォトダイオードの組合せで構成した光電変換器を組み合わせたセルで構成してもよい。

このため、半導体セルＣにＸ線が入射すると、セル内部に電荷（電子、正孔）が発生して、その電荷量に応じたパルス電流が流れる。このパルス電流は集電電極により検出される。この結果、電荷量はＸ線の光子のエネルギ値により変わる。このため、検出器２２は、その画素Ｓ_ｎ毎に光子のエネルギ値に応じた電気パルス信号を出力する。

この検出器２２は更に、半導体セルＣのそれぞれ、すなわち、複数の画素Ｓ_ｎそれぞれの出力側にデータ計数回路５１_ｎ（ｎ＝１〜Ｎ）を備える。ここで、画素Ｓ_ｎのそれぞれ、すなわち半導体セルＣのそれぞれから各データ計数回路５１_１（〜５１_Ｎ）に至る経路を、必要に応じて、収集チャンネルＣＮ_ｎ（ｎ＝１〜Ｎ）と呼ぶ（図５参照）。

なお、この半導体セルＣの群の構造は、特開２０００−６９３６９号公報、特開２００４−３２５１８３号公報、特開２００６−１０１９２６号公報によっても知られている。

ところで、前述した各画素Ｓ_ｎのサイズ（２００μｍ×２００μｍ）は、Ｘ線を光子（粒子）として検出することが可能な十分小さい値になっている。本実施形態において、Ｘ線をその粒子として検出可能なサイズとは、「放射線（例えばＸ線）粒子が同一位置又はその近傍に複数個連続して入射したときの各入射に応答した電気パルス間の重畳現象（パイルアップとも呼ばれる）の発生を実質的に無視可能な又はその量が予測可能なサイズ」であると定義される。

しかしながら、このような画素サイズを以ってしても、重畳現象の発生を全て回避できる訳でない。２つ或いはそれ以上の電気パルスが共に同一画素において観測される場合でも、時間的に互いに分離していれば、重畳現象が起きない。これに対し、２つ或いはそれ以上の電気パルスが共に同一画素において時間的に分離し難い場合、重畳現象が起きて、２つの電気パルスが重なって波高値が高くなった１つの電気パルスとして観測される。

この重畳現象が発生すると、Ｘ線粒子の「入射数対実際の計数値」の特性にＸ線粒子の数え落とし（パイルアップカウントロスとも呼ばれる）が発生する。このため、Ｘ線検出器１２に形成する画素Ｓ_ｎのサイズは、この数え落としが発生しない又は実質的に発生しないとみなせる大きさに、又は、数え落し量が推定できる程度に設定されている。

続いて、図５を用いて、検出器２２に電気的に繋がる回路を説明する。複数のデータ計数回路５１_ｎ（ｎ＝１〜Ｎ）のそれぞれは、各半導体セルＣから出力されたアナログ量の電気信号を受けるチャージアンプ５２を有し、このチャージアンプ５２の後段に、波形整形回路５３、多段の比較器５４_ｉ（ここではｉ＝１〜４）、多段のカウンタ５６_ｉ（ここではｉ＝１〜４）、多段のＤ／Ａ変換器５７_ｉ（ここではｉ＝１〜４）、ラッチ回路５８、及びシリアル変換器５９を備える。

各チャージアンプ５２は、各半導体セルＳの各集電電極に接続され、Ｘ線粒子の入射に応答して集電される電荷をチャージアップして電気量のパルス信号として出力する。このチャージアンプ５２の出力端は、ゲイン及びオフセットが調整可能な波形整形回路５３に接続されており、検知したパルス信号の波形を、予め調整されているゲイン及びオフセットで処理して波形整形する。この波形整形回路５３のゲイン及びオフセットは、半導体セルＣから成る画素Ｓ_ｎ毎の電荷チャージ特性に対する不均一性と各回路特性のバラツキを考慮して、キャリブレーションされる。これにより、不均一性を排除した波形整形信号の出力とそれに対する相対的な閾値の設定精度とを上げることができる。この結果、各画素Ｓ_ｎに対応した、即ち、各収集チャンネルＣＮ_ｎの波形整形回路５３から出力された波形整形済みのパルス信号は実質的に入射するＸ線粒子のエネルギ値を反映した特性を有する。したがって、収集チャンネルＣＮ_ｎ間のばらつきは大幅に改善される。

この波形整形回路５３の出力端は、複数の比較器５４_１〜５４_４の比較入力端にそれぞれ接続されている。この複数の比較器５４_１〜５４_４それぞれの基準入力端には、図５に示す如くそれぞれ値が異なるアナログ量の閾値（電圧値）ｔｈ_ｉ（ここではｉ＝１〜４）が印加されている。これにより、１つのパルス信号と異なるアナログ量閾値ｔｈ_１〜ｔｈ_４のそれぞれとを比較することができる。図６に、１つのＸ線光子の入力に応じて生起されるパルス電圧の波高値（エネルギを表す）とそれらの閾値ｔｈ_１〜ｔｈ_４との大小関係（ｔｈ_１＜ｔｈ_２＜ｔｈ_３＜ｔｈ_４）模式的に示す。

この比較の理由は、入射したＸ線粒子のエネルギ値が、事前に複数に分けて設定したエネルギ領域のうちのどの領域に入るのか（弁別）について調べるためである。パルス信号の波高値（つまり、入射するＸ線光子のエネルギ値を表す）がアナログ量閾値ｔｈ_１〜ｔｈ_４のどの値を超えているかについて判断される。これにより、弁別されるエネルギ領域が異なる。なお、最も低いアナログ量閾値ｔｈ_１は、通常、外乱や、半導体セルＳ、チャージアンプ４２などの回路に起因するノイズ、或いは、画像化に必要のない低エネルギの放射線を検出しないようにするための閾値として設定される。また、閾値の数、すなわち比較器の数は、必ずしも４個に限定されず、上記アナログ量閾値ｔｈ_１の分を含めて３個、又は、５個以上であってもよい。

上述したアナログ量閾値ｔｈ_１〜ｔｈ_４は、具体的には、コンソール１７のキャリブレーション演算器３８からインターフェース３２を介してデジタル値で画素Ｓ_ｎ毎、即ち収集チャンネル毎に与えられる。このため、比較器５４_１〜５４_４それぞれの基準入力端は４つのＤ／Ａ変換器５７_１〜５７_４の出力端にそれぞれ接続されている。このＤ／Ａ変換器５７_１〜５７_４はラッチ回路５８を介して閾値受信端Ｔ_１（〜Ｔ_Ｎ）に接続され、この閾値受信端Ｔ_１（〜Ｔ_Ｎ）がコンソール１７のインターフェース３２に接続されている。

ラッチ回路５８は、撮像時に、閾値付与器４０からインターフェース３１及び閾値受信端Ｔ_１（〜Ｔ_Ｎ）を介して与えられたデジタル量の閾値ｔｈ_１´〜ｔｈ_４´をラッチし、対応するＤ／Ａ変換器５７_１〜５７_４にそれぞれ出力される。このため、Ｄ／Ａ変換器５７_１〜５７_４は指令されたアナログ量の閾値ｔｈ_１〜ｔｈ_４を電圧量として比較器５４_１〜５４_４それぞれに与えることができる。各収集チャンネルＣＮ_ｎは、Ｄ／Ａ変換器５７_ｉ（ｉ＝１〜４）から比較器５４_ｉ（ｉ＝１〜４）を介してカウンタ５６_ｉ（ｉ＝１〜４）に至る１つ又は複数の回路系につながっている。この回路系を「弁別回路」ＤＳ_ｉ（ｉ＝１〜４）と呼ぶ。

図７に、このアナログ量閾値ｔｈ_ｉ（ｉ＝１〜４）に相当するエネルギ閾値ＴＨ_ｉ（ｉ＝１〜４）の設定例を示す。このエネルギ閾値ＴＨ_ｉ（ｉ＝１〜４）は勿論、離散的に設定されるとともに、ユーザが任意の値に設定可能な弁別値である。なお、図７は、Ｘ線管２１の陽極材に適宜な材料を用いたときのＸ線スペクトルを模式的に示す。横軸はＸ線管２１の管電圧に依存するＸ線エネルギを示すと共に、縦軸はＸ線光子の入射頻度を示す。この入射頻度はＸ線光子の計数値（カウント）又は強度を代表するファクタである。

アナログ量閾値ｔｈ_ｉは、各弁別回路ＤＳ_ｉにおいて比較器５４ｉに与えるアナログ電圧であり、エネルギ閾値ＴＨ_ｉはエネルギスペクトラムのＸ線エネルギ（keV）を弁別するアナログ値である。図７に示す連続スペクトルに対して、第１のアナログ量閾値ｔｈ_１を、Ｘ線光子数を計数不要領域（計数に意味のあるＸ線情報がなく、かつ回路ノイズが混在する領域）と低目の第１のエネルギ領域ＥＲ_１とを弁別可能なエネルギ閾値ＴＨ_１に対応して設定する。また、第２及び第３のアナログ量閾値ｔｈ_２、ｔｈ_３を、第１のエネルギ閾値ＴＨ_１より高い、第２、第３のエネルギ閾値ＴＨ_２，ＴＨ_３を順に供するように設定している。さらに、第４のエネルギ閾値ＴＨ_４はエネルギスペクトラムにおける、重畳現象が無ければＸ光子の計数値＝０となる、Ｘ線管への印加電圧に等しいエネルギ値に設定されている。ここで、第４のエネルギ閾値ＴＨ_４を、画素Ｓ_ｎ毎に、計数値＝０となるエネルギ値に合わせていることは重要な特徴の一つである。

これにより、エネルギスペクトラムの特性や設計値に基づいた適宜な弁別点が規定され、エネルギ領域ＥＲ_１〜ＥＲ_４が設定される。

また、これらのエネルギ閾値ＴＨ_ｉは、基準となる一つ以上の被写体を想定し、エネルギ領域毎の所定時間の計数値が概略一定になるように決定される。

このため、比較器５４_１〜５４_３の出力端は、図５に示すように、複数のカウンタ５６_１〜５６_４の入力端にそれぞれ接続されている。

カウンタ５６_１〜５６_４のそれぞれは、比較器５４_１〜５４_３の出力（パルス）がオンなる度にカウントアップを行う。これにより、各カウンタ５６_１（〜５６_４）が担当するエネルギ領域ＥＲ_１（〜ＥＲ_４）に弁別されるエネルギ値以上のエネルギを持つＸ線光子数を一定時間毎の累積値Ｗ_１´（〜Ｗ_４´）として画素Ｓ_ｎ毎に計数することができる。

具体的には、この計数動作は、４つの比較器５４_１〜５４_４に入力する検出電圧Ｖ_ｄｅｃ（光子の検出エネルギ値）と閾値ｔｈ_１〜ｔｈ_４との関係により決まる。つまり、検出電圧Ｖ_ｄｅｃ＜ｔｈ_１〜ｔｈ_４のときには、全ての比較器５４_１〜５４_４の出力＝オフとなる。すなわち、その画素Ｓ_ｎの出力＝０となる。これにより、入力エネルギの計数限界として定めたエネルギ閾値ＴＨ_１よりも小さいノイズ成分は計数されない。このノイズ成分は、図７の計数不能領域ＥＲｘに属するエネルギ値の信号に相当する。

しかしながら、検出電圧Ｖ_ｄｅｃが最小の閾値ｔｈ_１を超える場合（Ｖ_ｄｅｃ≧ｔｈ_１）、光子数は計数される。それらの関係がＶ_ｄｅｃ≧ｔｈ_１あれば、全ての比較器５４_１〜５４_４の出力がオンとなる。つまり、全てのカウンタ５６_１〜５６_４の計数値Ｗ_１´〜Ｗ_４´がカウントアップされる。

Ｖ_ｄｅｃ≧ｔｈ_２の関係になれば、２段目以降の３つの比較器５４_２〜５４_４の出力がオンとなる。これにより、３つのカウンタ５６_２〜５６_４の計数値Ｗ_２´〜Ｗ_４´がカウントアップされる。Ｖ_ｄｅｃ≧ｔｈ_３の関係になれば、３段目及び４段目の比較器５４_３、５４_４の出力がオンとなる。これにより、２つのカウンタ５６_３、５６_４の計数値Ｗ_３´、Ｗ_４´がカウントアップされる。

さらに、Ｖ_ｄｅｃ≧ｔｈ_４の関係になれば、４段目の比較器５４_４のみの出力がオンになって、４段目のカウンタ５６_４の計数値Ｗ_４´のみがカウントアップされる。この場合、その入力に関わる光子のエネルギ値はイメージングや計数には適さない、第３の高いエネルギ領域ＥＲ_３を超える領域ＥＲ_４に属するノイズ成分、外乱などである。その一方で、この計数値Ｗ_４´は重畳現象を起こした光子や同時に入射した光子を推定したり除外したりするための情報として使用することができる。

このように本実施形態では、カウンタ５６_１〜５６_４は、それぞれ、自己が計数担当するべきエネルギ領域ＥＲ_１（〜ＥＲ_４）及びそれを超えるエネルギを持つ光子数をカウントする。このため、第１〜第４のエネルギ領域ＥＲ_１〜ＥＲ_４それぞれに属するエネルギを持つＸ線光子数、つまり、エネルギ領域毎の求めたいＸ線光子数をＷ_１、Ｗ_２、Ｗ_３，Ｗ_４とすると、カウンタ５６_１〜５６_４の計数値Ｗ_１´、Ｗ_２´、Ｗ_３´、Ｗ_４´との関係は、
Ｗ_１＝Ｗ_１´−Ｗ_２´
Ｗ_２＝Ｗ_２´−Ｗ_３´
Ｗ_３＝Ｗ_３´−Ｗ_４´
となる。なお、Ｗ_４＝Ｗ_４´は重畳現象に因る、意味の無い（つまり、Ｘ線光子が持つエネルギ領域を特定できない）情報であるので演算されない。

そこで、真に求めたい計数値Ｗ_１〜Ｗ_４は、後述するデータプロセッサで上式に基づく減算処理に求める。なお、理想的には、Ｗ_４＝Ｗ_４´＝０である。

このように、本実施形態にあっては、第１〜第４のエネルギ領域ＥＲ_１〜ＥＲ_４それぞれに属するＸ線光子数Ｗ_１〜Ｗ_４は、実際の計数値Ｗ_１´〜Ｗ_４´から演算（減算）によって求める。このため、比較器５４_１〜５４_４の出力のオン、オフの組合せから、今の事象、すなわちＸ線光子の入射がどのエネルギ領域ＥＲ１〜ＥＲ４に属するかを解読する回路が不要になる。これにより、検出器２２のデータ計数回路５１_ｎに実装する回路構成が簡単化される。

なお、本願に係るＸ線光子数のエネルギ領域毎の「収集」の意味には、上述のように実際の計数値から「演算によって求める」という意味と、後述する変形例のようにエネルギ領域毎のＸ線光子数を直接的に「計数する」という両方の意味が含まれる。

上述したカウンタ５６_１〜５６_４にはコンソール１７の後述するコントローラからスタート・ストップ端子Ｔ２を介して起動及び停止の信号が与えられる。一定時間の計数は、カウンタ自身が有するリセット回路を使って外部から管理される。

このようにして、リセットされるまでの一定時間の間に、複数のカウンタ５６_１〜５６_４により、検出器２２に入射したＸ線の光子数が、画素Ｓ_ｎ毎に計数される。このＸ線の光子数の計数値Ｗ_ｋ´（ｋ＝１〜４）は、カウンタ５６_１〜５６_４のそれぞれからデジタル量の計数値として並列に出力された後、シリアル変換器５９によりシリアルフォーマットに変換される。このシリアル変換器５９_１は残り全ての収集チャンネルのシリアル変換器５９_２〜５９_Ｎとシリアルに接続されている。このため、全てのデジタル量の計数値は、最後のチャンネルのシリアル変換器５９_Ｎからシリアルに出力され、送信端Ｔ３を介してコンソール１７に送られる。

コンソール１７では、インターフェース３１がそれらの計数値を受信して後述する記憶部に格納する。

なお、本実施形態では、上述したＮ個の画素Ｓ_ｎに対応した半導体セルＣ及びデータ計数回路５１_ｎはＡＳＩＣ(Application Specific Integrated Circuit)によりＣＭＯＳで一体に構成されている。勿論、このデータ計数回路５１_ｎは、半導体セルＣの群とは互いに別体の回路又はデバイスとして構成してもよい。

またなお、上記実施形態において、複数の検出モジュールＢ１〜Ｂｍは、柱状に加工された複数のシンチレータを束ねたシンチレーターアレイと、前記シンチレーターアレイと光学的に接続され、当該シンチレータから入射する光を受ける受光面に複数のアバランシェフォトダイオードを実装し、かつ当該受光面の前記セルに相当する所定サイズの矩形領域毎に当該領域に属する当該アバランシェフォトダイオードをクエンチング要素で電気的に接続した構成を有するシリコンフォトマルティプライヤーと、を備えていてもよい。

また、シンチレータの材料はＬＦＳ（ケイ酸ルテチウム）、ＧＡＧＧ：Ｃｅ（ガドリニウムアルミニウムガリウムガーネット）、Ｐｒ：ＬｕＡＧ（プラセオジム添加ルテチウム・アルミニウム・ガーネット）、あるいは当該Ｐｒ：ＬｕＡＧに同等の減衰時間、発光量、比重を有する材料であってもよい。

コンソール１７は、図８に示すように、信号の入出力を担うインターフェース（Ｉ／Ｆ）３１を備え、このインターフェース３１にバス３２を介して通信可能に接続されたコントローラ３３、第１の記憶部３４、データプロセッサ３５、表示器３６、入力器３７、キャリブレーション演算器３８、第２の記憶部３９、第１〜第４のＲＯＭ４０Ａ〜４０Ｄ、及び閾値付与器４１を備えている。

コントローラ３３は、第１のＲＯＭ４０Ａに予め与えられたプログラムに沿ってパノラマ撮像装置１の駆動を制御する。この制御には、Ｘ線管２１に高電圧を供給する高電圧発生装置４２への指令値の送出、スリット２３の開口面積を変更するために開口駆動部２３Ｄへの指令値の送出、キャリブレーション演算器３８への駆動指令、及び後述する障害陰影除去の関わる制御も含まれる。第１の記憶部３４は、検出器２２からインターフェース３１を介して送られてきた計数値であるフレームデータ、及び、画像データを保管する。

データプロセッサ３５は、コントローラ３３の管理の下に、第２のＲＯＭ４０Ｂに予め与えられたプログラムに基づいて動作する。この動作には、後述する障害陰影の除去処理も含まれる。また、パノラマ撮影のときに、データプロセッサ３５は、その動作により、第１の記憶部３４に保管されたフレームデータに、公知のシフト・アンド・アッド（shift and add）と呼ばれる演算法に基づくトモシンセシス法を実施する。これにより、被験者Ｐの口腔部のある断層面のパノラマ画像が得られる。表示器３６は、作成される画像の表示や、装置の動作状況を示す情報及び入力器３７を介して与えられるオペレータの操作情報の表示を担う。入力器３７は、オペレータが撮像に必要な情報を装置に与えるために使用される。

また、キャリブレーション演算器３８は、コントローラ３３の管理の下に、第３のＲＯＭ４０Ｃに予め内蔵されているプログラムの下で動作し、データ計数回路における画素Ｓ_ｎ毎のエネルギ弁別回路毎に与える、Ｘ線エネルギ弁別のためのデジタル量の閾値をキャリブレーションする。

閾値付与器４１は、コントローラ３３の制御の下で、撮像時に第２の記憶部３９に格納されているデジタル量の閾値を画素毎に且つ弁別回路毎に呼び出して、その閾値を指令値としてインターフェース３１を介して検出器２２に送信する。この処理を実行するため、閾値付与器４１は第４のＲＯＭ４０Ｄに予め格納されたプログラムを実行する。

コントローラ３３、データプロセッサ３５、キャリブレーション演算器３８、閾値付与器４１は共に、与えられたプログラムで稼動するＣＰＵ（中央処理装置）を備えている。それらのプログラムは、第１〜第４のＲＯＭ４０Ａ〜４０Ｄのそれぞれに事前に格納されている。

また、本実施形態では、国際公開公報ＷＯ２０１１／１４２３４３（国際出願番号ＰＣＴ／ＪＰ２０１１／０６０７３１）により知られるように、ファントムを使って撮像空間ＩＳの構造が解析され、検出器２２の収集チャンネルＣＮ_ｎがキャリブレートされる。このキャリブレーションは撮像前、保守点検時などの適宜なタイミングで実行される。

具体的には、パノラマ撮像装置１の撮像空間ＩＳに、予め定めた標準断層面に位置付けられ且つ既知の位置情報をＸ線で画像化可能なマーカを有するファントム（図示せず）が配置される。Ｘ線官２１からのＸ線の透過データが検出器２２で収集され、パノラマ画像が作成される。マーカの既知の位置情報とパノラマ画像上のマーカ位置情報から、Ｘ線管２１と検出器２２の間の距離情報及び検出器に対するＸ線管の高さ情報が演算される。この演算結果と収集データから、Ｘ線管及び検出器を結ぶラインの位置変化量を加味した、Ｘ線管、検出器、及び断層面の位置関係を規定する各種のパラメータが演算される。これにより３Ｄ画像再構成に必要なパラメータがキャリブレーションされる。このため、撮像空間ＩＳの構造を３次元的に把握することで、投影方向が３次元的に表現できる。従って、パノラマ画像の焦点が合っている限りは、３次元表現された画像に歪が生じず又は歪が少なく、正確なパノラマ撮影画像を構築することができる。

[障害陰影の除去法について]
次に、本実施形態で実行されるパノラマ画像の障害陰影の除去法の原理について説明する。

トモシンセシス画像g(i)（ｉはX線ビームに垂直な位置を表すものとする）は、Ｘ線ビーム方向のｎ層に分割した物体f_i(i)(j＝1,2…,n)と、その位置での重ね合わせ操作によって発生する劣化関数h_i(i)(j＝1,2…,n)の和の形で表現される。

ここですべての関数は対数をとった後のものと考える。すなわち、トモシンセシス画像g(i)は下記のように表現される。＊はコンボリューションを示す記号である。

g(i)＝f₁(i)*h₁(i)+f₂(i)*h₂(i)+…+f_j(i)*h_j(i)＋…+f_n(i)*h_n(i)
トモシンセシス法のプロセスでは、特定の層のh_j(i)をデルタ関数にして、それ以外をなるべく一様の関数とすることで、特定の層g_j(i)が映像化される。

いま、モデルを簡単化して、特定の２つの層f₁(i), f₂(i)とそれ以外f_r(i)で構成される３層のモデルを以下のように考える。

g(i)＝f₁(i)*h₁(i)+f₂(i)*h₂(i)+f_r(i)*h_r(i)
ここで、第２層にフォーカスすると、下記式が成立する。

h₂(i)＝δ(i)
g₂(i)＝f₁(i)*h₁(i)+f₂(i)*δ(i)+f_r(i)*h_r(i)
＝f₁(i)*h₁(i)+f₂(i)+f_r(i)*h_r(i)
… (1)
また、第１層にフォーカスすると、下記式が成立する。

h₁(i)＝δ(i)
g₁(i)＝f₁(i)*δ(i)+f₂(i)*h₂(i)+f_r(i)*h_r(i)
＝f₁(i)+f₂(i)*h₂(i)+f_r(i)*h_r(i)
… (2)
いま、f_r(i)*h_r(i)の成分が非常に小さいとすると、(1),(2)式から下記式が導出される。

g₂(i)＝f₁(i)*h₁(i)+f₂(i) (3)
g₁(i)＝f₁(i)+f₂(i)*h₂(i) (4)
ここでg₁(i)は歯列にフォーカスさせた画像、g₂(i)を頸椎にフォーカスさせた画像とすると、障害陰影除去後の真の歯列画像f₁(i)は
f₁(i)＝(g₁(i)-g₂(i)*h₂(i))/(1-h₁(i)*h₂(i)) (5)
として与えられる。

(5)式の意味するところは、
（歯列にフォーカスした画像）−
（頸椎にフォーカスした画像＊歯列位置でのぼけ関数）
をその位置に応じたぼけ関数同士の重畳積分で除することで歯列のみの画像が得られることを意味している。

f_r(i)*h_r(i)の成分が少なく無い場合でも、ある一定のパラメータ値としてg₁(i)、g₂(i)よりバイアス成分として差し引けば、上記の演算が成立するので障害陰影の除去又軽減が可能となる。

［障害陰影の除去の具体的な流れ］
次いで、このパノラマ撮像装置１において上述した原理に従って実行される障害陰影の除去を具体的に説明する。ここで、障害陰影は、被検体の歯列のパノラマ画像に写り込む頸椎の陰影であるとする。

まず、被検体Ｐの頭部、即ちその顎部ＪＷを図２、３に示すように両アーム１５，１６の間の撮像空間ＩＳの初期位置に位置付ける。この後、コントローラ３３によりスキャンが指令され、Ｘ線管２１及び検出器２２を顎部ＪＷの周りに回転させて、検出器２２が所定周期で出力するフレームデータを収集する（図９、ステップＳ１）。このフレームデータは第１の記憶部３４に一時保管される。このデータ収集は、従来知られている手法によって実行される。例えば、このデータ収集は、図１０に示すように、歯列ＴＲに予め設定した基準断層面(断面)に焦点が合うようにＸ線管２１及び検出器２２を顎部ＪＷの周りに回転させて実行される。図１０に示す符号ＣＳは頸椎を示す。

次いで、データプロセッサ３５は、第１の記憶部３４に一時保存されているフレームデータを用いて歯列ＴＲの基準断層面(図１１（Ａ）参照)に焦点を合わせたパノラマ画像を再構成して表示する（ステップＳ２）。このパノラマ画像の一例を図１１（Ｂ）に示す。この再構成されたパノラマ画像のデータは第１の記憶部３４に保存される。

この基準断層面は、例えば米国公開公報ＵＳ２００６／０２０３９５９Ａ１や特開２００７−１３６１６３により知られている、統計的に標準とされるサイズ及び形状のほぼ中心を通るように設定された馬蹄形の断層面（断面）である。ただし、この障害陰影除去法を適用可能なパノラマ画像は必ずしも厳密にその基準断層面に沿ったパノラマ画像に限定されない。例えば米国公開公報ＵＳ２０１２／０２３０４６７Ａ１により知られているように、特開２００７−１３６１６３公報に記載のパノラマ画像再構成法を更に改善したものであってもよい。つまり、通常、各被検体の歯列や歯の大きさ及びサイズには個人差があり、歯列や歯の形状や位置が基準断層面からずれていることが殆どである。そのような歯列や歯であっても、米国公開公報ＵＳ２０１２／０２３０４６７Ａ１に記載のパノラマ画像の再構成法によれば、その実在位置をより正確に最焦点化して描出し且つ歯間の拡大率の差を補正又は軽減したパノラマ画像を提供することができる。このように、基準断層面から全体的に或いは局所的にずれている断面のパノラマ画像も本願の障害陰影除去法の対象となり得る。つまり、この除去法の対象になるパノラマ画像は、被検体の歯列に沿った断層面であり、その断層面に凹凸があってもよい、ということである。

なお、基準断層面ＳＳは、被検者が大人や子供など顎部のサイズに差があることを考慮し、相似な馬蹄形であるがサイズの異なる複数種のものが用意され、この中から適宜なサイズの断層面が選択されることが望ましい。

ステップＳ２において、具体的には、その基準断層面の最適焦点の画像はトモシンセシス法、すなわちシフト・アンド・アッド処理で再構成される。第２のＲＯＭに、予め定めた歯列ＴＲの基準断層面を最適焦点化するためのゲインカーブの情報が格納されている。このゲインカーブの一例を図１２に示す。ゲインカーブは、シフト・アンド・アッド処理において１枚１枚の短冊状のフレームデータ（フレーム画像）を互いにシフト（ずらす）させる量（カーブの微分値）を角度毎に示すカーブである。

このゲインカーブにおけるシフト量が歯列位置でのぼけ関数を作成する際のぼけ量に相当する。そこで、データプロセッサ３５は、ぼけの形をガウス関数として、その標準偏差をこのシフト量に一致させ、角度の位置毎に変化する、すなわちシフトバリアントなぼけ関数としてフレームデータにコンボリューションする。その後で、データプロセッサ３５は、各位置においてフレームデータを相互に加算（画素値の相互加算）して列ＴＲに沿った基準断層面のパノラマ画像を作成する。

次いで、データプロセッサ３５は、上述と同様に、第１の記憶部３４に一時保存されているフレームデータを用いて頸椎ＣＳを通る断層面(図１１（Ａ）参照)に焦点を合わせたパノラマ画像を再構成して表示する（ステップＳ３）。このパノラマ画像の一例を図１１（Ｃ）に示す。この再構成されたパノラマ画像のデータも第１の記憶部３４に保存される。

この頸椎ＣＳに焦点を合わせる画像は、歯列面に焦点を合わせる軌道Ｔ_ＴＲを折り返した軌道Ｔ_ＣＳを仮定してゲインカーブを作成する。この際、キャリブレーションファントムのワイア(鉛ファントム)の位置を頼りにゲインカーブを作成する。この場合、前述のゲインカーブをちょうど上下反転する形でゲインカーブが作成される（図１１（Ａ）参照）。このゲインカーブが示すずれの量（つまりカーブの微分値）に基づいてシフト・アンド・アッドの演算を行う。この場合、一般に、歯列ＴＲの再構成では前歯付近でのシフト量は小さいが、頸椎ＣＳの再構成では収集したフレームデータを大きく動かして加算演算をすることになる。

上記ステップＳ２，Ｓ３におけるパノラマ画像の再構成に使用するフレームデータは、全てのエネルギ領域ＥＲ_１〜ＥＲ_３に属するエネルギを有するフレームデータであってもよいし、また、その一部のエネルギ領域に属するエネルギのフレームデータであってもよい。全てのエネルギ領域に跨るエネルギのフレームデータを用いる場合でも、単純平均のほかに、領域毎に重み付けをして加算することもできる。

検出器２２が光子計数型であるから、画素毎にエネルギを弁別した状態でフレームデータを検出できる。これにより、Ｘ線光子が顎部の物質を透過するときの線質変化などのパラメータを敏感に反映した透過データ（フレームデータ）を使うことができる。このため、顎部の特定の物質を強調したパノラマ画像を取得でき、それに基づいて障害陰影除去法を実施できる。

次いで、データプロセッサ３５はスケーリングの処理を行う(ステップＳ４)。図１３に、歯列ＴＲの基準断層面に沿った最適焦点画像Ｉ_ＴＲを縦線と共に示す。この縦線はキャリブレーションファントムで測定した特定角度の位置を示す。また、図１４に、頸椎ＣＳの断層面に沿った最適焦点画像Ｉ_ＣＳを縦線と共に示す。この縦線もキャリブレーションファントムで測定した特定角度の位置を示す。

頸椎のような障害陰影を除去するためには図１３，１４をスケーリングして等しい画像サイズにしなければならない。図１３の縦線の間隔と図２の縦線の間隔はそれぞれの位置毎に異なっており、１つの縮小率を用いて図１４の大きさを図１３の大きさに合わせることはできない。そこで、この縦線で画成されたフレームを頼りに２枚の画像の縮尺をあわせる。簡単に合わせるには、２つの縦線で囲まれた領域毎に同一のサイズになるように合わせればよい。さらに精度をあげて一致させるには短冊状のフレームデータ毎に該当する位置を合わせるのが望ましい。

ここでは、歯列ＴＲの最適焦点画像Ｉ_ＴＲの１５本の縦線で画成された複数の矩形状の領域に、頸椎ＣＳの最適焦点画像Ｉ_ＣＳの１５本の縦線によるそれらの領域が一致するように、画像Ｉ_ＣＳの各領域を縮小させる。これにより、両画像Ｉ_ＴＲ及びＩ_ＣＳの大きさは同じになる。

次いで、データプロセッサ３５は頸椎ＣＳの最適焦点画像Ｉ_ＣＳのぼかし処理を実行する（ステップＳ５）。この操作におけるぼけ関数を決めるためには、ゲインカーブを用いる。より具体的には、ゲインカーブのそれぞれの角度位置におけるゲイン値を半値全幅（FWHM: full width at half maximum）としたガウス関数を作り、これを頸椎ＣＳの最適焦点画像Ｉ_ＣＳに重畳積分する。

このようにしてできた頸椎のぼけ画像Ｉ_ＣＳ´（図示せず）では、歯列部は大きくぼけており、これに対して頸椎部は、歯列面に焦点を合わせた画像における頸椎部と同程度のぼけとなっている。

なお、このぼかし処理、つまりステップＳ５の処理は状況によっては省略してもよい。

このぼかし処理の後、データプロセッサ３５は、歯列ＴＲの最適焦点画像Ｉ_ＴＲと前述のように縮小され且つぼかされた頸椎ＣＳの最適焦点画像Ｉ_ＣＳ´との間で、画素毎にそれらの画素値の引算又は割算を行って画像の差を採る処理を行う（ステップＳ６）。画素値を自然対数で表しているときには引算となり、画素値間で「Ｉ_ＴＲ−Ｉ_ＣＳ´」を行う。一方、画素値の自然対数をとっていない場合、画素値間で「Ｉ_ＴＲ／Ｉ_ＣＳ´」の割算を行う。さらに、この画素値にはぼけ関数に依存した濃度むらが発生することになるので、頸椎焦点面におけるぼけ関数と歯列面におけるぼけ関数を重畳積分し、これを１より減算した値を用い、角度位置ごとに除算することで、頸椎の影響を極力低減した、かつ歯列面に焦点の合った画像を得ることができる。この処理をステップＳ６に付加することが望ましい。

この差分又は割算による差画像が頸椎に因る障害陰影を除去（又は軽減）した後の歯列ＴＲの最適焦点画像Ｉ_{ＴＲ_ＲＥＶ}となるので、これが表示器３６に表示されると共に、例えば第１の記憶部３４に保存される（ステップＳ７）。

図１５に、頸椎除去前の歯列ＴＲの最適焦点画像Ｉ_ＴＲの別の一例を示す。この画像Ｉ_ＴＲには、その中央部分に頸椎ＣＳの白い影(障害陰影)が写り込んでおり、前歯付近がぼけており、描出能が低い。これに対し、図１６に示すように、頸椎除去後の歯列ＴＲの最適焦点画像Ｉ_{ＴＲ_ＲＥＶ}の場合、かかる頸椎像が殆ど除去されており、その分、前歯がより明瞭に描出されている。

以上のように、本実施形態によれば、データ収集後の比較的簡単な補正処理により、障害陰影となる頸椎ＣＳの陰影が歯列ＴＲのパノラマ画像Ｉ_ＴＲから確実に除去又は軽減される。このため、歯列ＴＲの描出能が上がり、診断への寄与も大となる。

しかも、本実施形態に係るパノラマ撮像装置１は、Ｘ線管２１と検出器２２が同一中心点Ｏの周りに共に円軌道を描くように且つ互いに独立して回転可能な撮像系を採用している。このため、障害陰影となる頸椎ＣＳをなるべく避けた、Ｘ線管２１及び検出器２２の回転軌道を設計できるという利点をそのまま享受できる。この軌道設計の有利さも障害陰影の軽減効果を倍加させる。

[その他の実施形態]
上述した実施形態は、歯列ＴＲを撮像目的の構造物とし、歯列ＴＲのパノラマ画像における頸椎ＣＳの写り込みを障害陰影としてその除去処理を行ったが、この関係は反対であってもよい。つまり、頸椎ＣＳを撮像目的の構造物とし、頸椎ＣＳのパノラマ画像における歯列ＴＲの写り込みを障害陰影としてその除去処理を行うようにしてもよい。この場合には、頸椎ＣＳの断層面のパノラマ画像のサイズを縮小して歯列ＴＲの断層面のパノラマ画像のサイズに合わせる点は同じであるが、ぼかし処理は歯列断層面のパノラマ画像に施す点が相違する。これ以外の処理手順は前述したものと同一又は同等である。

また、障害陰影となるのは必ずしも頸椎や歯列とは限らず、例えば顎骨の場合もある。例えば、歯列ＴＲを撮像目的の構造物とし、歯列ＴＲの断層面のパノラマ画像における左右又は一方の顎骨の写り込みを障害陰影としてその除去処理を前述と同様に実施してもよい。

さらに、一方の構造物の断層面として、顎部の上顎洞、頚動脈または下顎のオトガイ孔下の皮質骨歯列を通る断層面を指定し、他方の構造物の断層面として、顎部の頸椎または舌骨を通る断層面をしてもよい。この場合も、何れか一方の構造物の他方の構造物のパノラマ画像への写り込みを障害陰影として捉え、前述したと同様の除去法を実施できる。

なお、上述したパノラマ撮像装置１は、患者が歯科用チェアに仰向けの寝た状態（臥位）で撮影する装置であった。しかしながら、本発明に係るＸ線撮像装置は必ずしもそのような姿勢での撮影に拘らず、Ｘ線管及び検出器の間に被検体の顎部を位置させた状態で回転させる撮像系を有していればよく、例えばそのような撮像系がチェアの背面又は支柱に固定設置され、患者が座位又は立位で撮影を受ける装置構成であってもよい。また、そのような撮像系が家屋や車両の壁や天井などの固定構造に取り付けられていてもよい。さらに、そのような撮像系が可搬式のユニットとして構成され、患者の肩に載せたり、一般の椅子の背後に設置したりして撮影を行う構成であってもよい。

また、前述したパノラマ撮像装置１ではＸ線管２１及び検出器２２が同一回転中心の周りに、それらの間の距離を可変にしながら且つ互いに独立して回転駆動できる撮像系を備えていたが、撮像系は必ずしもそのような構成に限定されない。従来からよく知られているように例えば特開２００７−１３６１６３で開示された撮像系であっても、本願の障害陰影除去法を適用できる。つまり、Ｘ線管及び検出器が被検体を挟んで対向した状態で、Ｘ線管及び検出器の間の距離を常に一定に保ちながら被検体の周りを回転する撮像系であってもよい。

さらに、本願の実施形態であっては、検出器２２を光子計数型の検出器を用いたが、シンチレータと光電素子を組み合わせて一定時間の間、電気信号を蓄積してフレームデータを出力する、所謂、積分型の検出器であってもよい。

さらに、本願の障害陰影除去法は、トモシンセシス法を適用できない、シンチレータとＣＣＤ（電荷結合素子）を用いた検出器を用いたＸ線撮像装置にも適用できる。その場合には、歯列を通る断面に焦点を当てたＸ線管及び検出器の回転軌道の下で撮影した画像と、頸椎を通る断面に焦点を当てたＸ線管及び検出器の回転軌道の下で撮影した画像とを別々に用意し、それらの画像間で前述した障害陰影除去法を実施すればよい。

なお、本発明は上述した実施形態及び変形例で示した構成に限定されるものではなく、特許請求の範囲に記載の主旨を逸脱しない限り、更に様々に変形して実施可能なものである。

１ 歯科用パノラマ撮像装置
１３Ｄ 回転機構（支持手段）
１７ コンソール
１５，１６ アーム（支持手段）
２１ Ｘ線管
２２ 検出器
２３ スリット
３３ コントローラ（各種手段を機能的に実現する要素の一つ）
３４ 第１の記憶部
３５ データプロセッサ（各種手段を機能的に実現する要素の一つ）
３６ 表示器
３７ 入力器
４０Ａ〜４０Ｄ ＲＯＭ
５１_ｎ、１５１_ｎ データ計数回路
５４ 比較器
５５ エネルギ領域振分回路
５６ カウンタ
５７ Ｄ／Ａ変換器
５８ ラッチ回路
５９ シリアル変換器
Ｃ 半導体セル
Ｃｐ 検出回路
Ｓ_ｎ 画素
ＤＳ_ｉ 弁別回路
ＣＮ_ｎ データ収集チャンネル

Claims (8)

1. Ｘ線を照射するＸ線管と、前記Ｘ線を検出するＸ線検出器とを備えた撮像系を、当該Ｘ線管及び当該検出器の間に被検体の顎部を位置させた状態で回転させるようにした歯科用Ｘ線撮像装置において、
   前記顎部に存在する２つの構造物のうちの一方の構造物に焦点を当てた第１のパノラマ画像を取得する第１の画像取得手段と、
   前記２つの構造物のうちの残りの一方の構造物に焦点を当てた第２のパノラマ画像を取得する第２の画像取得手段と、
   前記一方の構造物を撮像の目的物とし、前記残りの一方の構造物の、前記目的物のパノラマ画像への映り込みを障害陰影としたときに、前記第１及び第２のパノラマ画像に基づいて前記障害陰影の映り込みを除去又は軽減した前記目的物のパノラマ画像を生成する目的物画像生成手段と、
   を備えたことを特徴とする歯科用Ｘ線撮像装置。
2. 前記第１の画像取得手段は、前記第１のパノラマ画像として前記顎部の歯列に焦点を当てた歯列のパノラマ画像を取得するように構成され、
   前記第２の画像取得手段は、前記第２のパノラマ画像として前記顎部の頸椎を通る断層面に焦点を当てた顎部のパノラマ画像を取得するように構成されている、
   ことを特徴とする請求項１に記載の歯科用Ｘ線撮像装置。
3. 前記第１の画像取得手段は、前記歯列のパノラマ画像として、前記歯列を通る予め定めた基準断層面又は当該歯列の実在位置の当該基準断層面からのずれに基づく断層面のパノラマ画像を取得するように構成されている請求項２に記載の歯科用Ｘ線撮像装置。
4. 前記目的物画像生成手段は、
   前記頸椎のパノラマ画像のサイズを前記歯列のパノラマ画像のサイズに合わせるスケーリング手段と、
   このスケーリング手段によりサイズ調整された前記頸椎のパノラマ画像の各画素に当該焦点面で定義されるぼけ関数を重畳積分して、当該頸椎のボケ画像を生成するボケ画像生成手段と、
   前記第１の画像取得手段により取得された前記歯列のパノラマ画像と前記ボケ画像生成手段により生成された前記頸椎のパノラマ画像のボケ画像との間で画素毎にその画素値の引き算又は割算を行い、その差画像を、前記障害陰影が除去又は軽減した後の前記目的物のパノラマ画像として提供する差画像演算手段と、
   を備えたことを特徴とする請求項２又は３に記載の歯科用Ｘ線撮像装置。
5. 前記ぼけ関数は、前記頸椎のパノラマ画像上で当該頸椎が描出されている部分はその他の部分よりも小さい値に設定されていることを特徴とする請求項４に記載の歯科用Ｘ線撮像装置。
6. 前記第１の画像取得手段は、前記第１のパノラマ画像として前記顎部の頸椎を通る断層面に焦点を当てた歯列のパノラマ画像を取得するように構成され、
   前記第２の画像取得手段は、前記第２のパノラマ画像として前記顎部の歯列に焦点を当てた顎部のパノラマ画像を取得するように構成されている、
   ことを特徴とする請求項１に記載の歯科用Ｘ線撮像装置。
7. 前記検出器は、前記Ｘ線の各光子の入射毎にその光子の持つエネルギに応じた電気パルスを当該エネルギの領域毎に弁別して収集する複数の画素と、その複数の画素を平面状に配列した検出面を備えた光子計数型の検出器であることを特徴とする請求項１〜６の何れか一項に記載の歯科用Ｘ線撮像装置。
8. Ｘ線を照射するＸ線管と、前記Ｘ線を検出するＸ線検出器とを備えた撮像系を、当該Ｘ線管及び当該検出器の間に被検体の顎部を位置させた状態で回転させるようにした歯科用Ｘ線撮像における画像補正方法において、
   前記顎部に存在する２つの構造物のうちの一方の構造物に焦点を当てた第１のパノラマ画像を取得し、
   前記２つの構造物のうちの残りの一方の構造物に焦点を当てた第２のパノラマ画像を取得し、
   前記一方の構造物を撮像の目的物とし、前記残りの一方の構造物の前記目的物のパノラマ画像への映り込みを障害陰影としたときに、前記第１及び第２のパノラマ画像に基づいて前記障害陰影の映り込みを除去又は軽減した前記目的物のパノラマ画像を生成する、
   ことを特徴とする歯科用Ｘ線撮像における画像補正方法。