WO2011013771A1 - 放射線撮像装置及び放射線による撮像方法 - Google Patents

放射線撮像装置及び放射線による撮像方法 Download PDF

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明敏 勝又
浩一 尾川
勉 山河
政廣 辻田
竜也 長野
和秀 鬼頭
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株式会社テレシステムズ
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Definitions

  • the present invention relates to a radiation imaging apparatus and a radiation imaging method, and in particular, reconstructs tomographic image data by processing radiation data obtained by scanning an imaging target from a number of directions according to a tomosynthesis method (tomosynthesis),
  • the present invention relates to a radiation imaging apparatus that identifies a three-dimensional position of an internal structure of an imaging target using the tomographic image data and an imaging method using radiation.
  • This panoramic imaging apparatus When the tomosynthesis method is applied to dentistry, it is usually put into practical use as a panoramic imaging device that obtains a panoramic image in which a curved dentition is developed in a two-dimensional plane.
  • This panoramic imaging apparatus normally has a pair of an X-ray tube and an X-ray detector having pixels extending in the longitudinal direction around the oral cavity of a subject, and a constant trajectory along a dentition whose rotation center is assumed.
  • a mechanism for rotating the center of rotation in a complex manner is provided.
  • This constant trajectory is a trajectory for focusing on a 3D reference tomographic plane set in advance along a dentition regarded as a standard shape and size.
  • Patent Document 7 In order to overcome such a problem, an apparatus described in Patent Document 7 is provided.
  • the position of the dentition in the depth direction and the gain are measured in advance using a phantom. Further, a focus optimization image of the 3D reference tomographic plane is formed based on the tomosynthesis method using the collected frame data. Further, a partial area is designated on the focus optimized image using the ROI, and an optimally focused image at an arbitrary position in the front-rear direction of this partial area (the front-rear direction of the dentition connecting the X-ray tube and the X-ray detector). Is obtained based on the tomosynthesis method using the already collected frame data and gain. As described above, data collection is performed once while focusing on the 3D reference tomographic plane, and the collected frame data can be used for the optimum focus image of the subsequent partial region.
  • the above-mentioned inconvenience is promoted by the fact that the enlargement ratio in the vertical and horizontal directions (vertical direction and width direction of the dentition) of the image varies depending on the change in the position of the rotation center during scanning.
  • the enlargement ratio refers to the ratio between the actual size of a tooth and the size of an enlarged projection image created by the shadow of the tooth on the X-ray incident surface of the detector. This is because the X-ray irradiation source of the X-ray tube is so small as to be regarded as a point, and X-rays are irradiated radially from the point-like X-ray source.
  • the dentition existing on the 3D tomographic plane is reconstructed based on the tomosynthesis method
  • the image in the horizontal direction is the same in every position, but the enlargement remains in the vertical direction.
  • the reconstructed panoramic image is a vertically longer image than the actual dentition.
  • the extent of such enlargement that is, the length of the image, is different in the shape of the teeth in the vertical direction between the position near the front teeth and the positions near both molars (so-called back teeth). It is a distortion between teeth.
  • image distortion between dentition portions due to enlargement in the vertical and horizontal directions becomes more remarkable.
  • the coefficient for reducing the size in the vertical direction is restored so that the aspect ratio is the same at least at the center of the front tooth.
  • post-processing is applied to the constituent images.
  • the height of the tooth of the molar portion in the panoramic image is drawn smaller than the actual size. That is, there was still image distortion in each tooth due to the difference in magnification.
  • the present invention has been made in view of the above circumstances, and optimally focuses the entire image area in a state in which the actual state (position, shape) of the imaging region is depicted three-dimensionally with higher accuracy, and is different in magnification rate. It is an object of the present invention to provide a radiation imaging method capable of providing a three-dimensional optimum focus image in which image distortion due to the above is almost eliminated.
  • the present invention provides a radiation imaging apparatus, a data processing apparatus, an imaging method using radiation, and a computer program as its category.
  • the radiation imaging apparatus includes a radiation emission source that emits radiation, a radiation detector that outputs two-dimensional data of digital electricity corresponding to the radiation when the radiation is incident, and the radiation emission.
  • a pair of a source and the radiation detector, moving means for moving the radiation detector or object relative to the remaining elements, and the data output from the radiation detector during movement by the moving means Data collecting means for collecting image data in units of frames, and using the data collected by the data collecting means to optimize the focus of the imaging part of the object and reflect the actual size and shape of the imaging part
  • the gist of the present invention is to provide image creation means for creating a three-dimensional optimum focus image.
  • the data processing apparatus includes a radiation emission source that emits radiation, a radiation detector that outputs two-dimensional data of a digital quantity corresponding to the radiation when the radiation is incident, and the radiation emission source. And a pair of the radiation detector, a moving means for moving the radiation detector or the object relative to the remaining elements, and the data output from the radiation detector during the movement by the moving means is a frame.
  • an imaging method using radiation includes a radiation source and a radiation detector that outputs two-dimensional data of a digital electric quantity corresponding to the radiation when the radiation is incident from the radiation source in units of frames.
  • the gist is that
  • the computer program is a program stored in advance in a memory and readable from the memory, and a radiation emission source that emits radiation and a digital that corresponds to the radiation when the radiation is incident.
  • a radiation detector that outputs two-dimensional data of an electric quantity in units of frames, a pair of the radiation emission source and the radiation detector, a moving means for moving the detector or an object with respect to the remaining elements;
  • a program for causing a computer to process the data output from a system including data collection means for collecting the data output from the radiation detector in units of frames during movement by the moving means.
  • the program includes the step of reconstructing, as a reference plane image, a projection image obtained by projecting a desired reference tomographic plane of the imaging region of the object onto the detection plane of the detector using the data; Setting a plurality of tomographic planes along the reference tomographic plane in a direction opposite to the reference tomographic plane, and calculating each pixel value of the plurality of tomographic planes using pixel values of the reference tomographic plane Identifying an optimally focused sample position of the imaging region using image data of the reference tomographic plane and the plurality of tomographic planes to which the pixel values are given, and the identified sample position Providing pixels from the X-ray tube on the line of sight facing the detector via each sample position and based on pixel values of corresponding sample points of the reference plane image; Determining a position of the imaging region by pattern recognition of frequency characteristics of pixel values of the reference tomographic plane and the plurality of tomographic planes at the sample position to which the pixel value is assigned; and A step of removing a
  • the focus of the imaging part of the object is optimized using the collected data, and the imaging is performed. It is created as a three-dimensional optimal focus image reflecting the actual size and shape of the part.
  • the three-dimensional optimum that optimally focuses the entire image area in a state in which the actual state (position, shape) of the object to be imaged is three-dimensionally rendered with higher accuracy, and eliminates almost all image distortion due to the difference in magnification.
  • the focus image is provided with a three-dimensional panoramic image.
  • FIG. 1 is a perspective view showing an outline of the overall configuration of a panoramic imaging apparatus using X-rays as a radiation imaging apparatus according to an embodiment of the present invention.
  • FIG. 2 is a rotation center when a dentition of a subject targeted by the panoramic imaging apparatus according to the embodiment, a 3D reference tomographic plane set in the dentition, and a pair of an X-ray tube and a detector rotate.
  • FIG. 3 is a perspective view for explaining the geometry of the X-ray tube, 3D reference tomographic plane, and detector in the panoramic imaging apparatus.
  • FIG. 4 is a block diagram for explaining an outline of an electrical configuration of the panoramic imaging apparatus.
  • FIG. 1 is a perspective view showing an outline of the overall configuration of a panoramic imaging apparatus using X-rays as a radiation imaging apparatus according to an embodiment of the present invention.
  • FIG. 2 is a rotation center when a dentition of a subject targeted by the panoramic imaging apparatus according to the embodiment, a 3D reference tomographic plane set in
  • FIG. 5 is a flowchart showing an outline of processing for imaging that is executed in cooperation by the controller of the panoramic imaging apparatus and the image processor.
  • FIG. 6 is a diagram for explaining the positional relationship among an X-ray tube, a 3D reference tomographic plane, a rotation center, and a detector.
  • FIG. 7 is a graph illustrating the relationship between frame data and the panorama image mapping position.
  • FIG. 8 is a diagram schematically illustrating an example of a reference panoramic image.
  • FIG. 9 is a diagram schematically illustrating an example of an image when an ROI is set for a reference panoramic image.
  • FIG. 10 is a flowchart for explaining the outline of processing for identifying the actual position and shape of a tooth executed by the image processor.
  • FIG. 6 is a diagram for explaining the positional relationship among an X-ray tube, a 3D reference tomographic plane, a rotation center, and a detector.
  • FIG. 7 is a graph illustrating the relationship between frame data and the panorama image mapping position.
  • FIG. 11 is a diagram for explaining a difference in projection angle from the same position in the Z-axis direction on the 3D panoramic image to the X-ray tube according to a change in the rotation center of the pair of the X-ray tube and the detector.
  • FIG. 12 is a diagram schematically illustrating an example of a 3D reference image.
  • FIG. 13 is a perspective view illustrating a plurality of parallel tomographic planes added to the 3D reference tomographic plane.
  • FIG. 14 shows differences in positions on a plurality of tomographic planes when projected onto the X-ray tube from the same position in the Z-axis direction on the 3D panoramic image as the rotation center of the pair of the X-ray tube and the detector changes. Illustration to explain.
  • FIG. 16 is a graph illustrating the result of frequency analysis in the process of specifying the optimum focus position.
  • FIG. 17 is a graph illustrating an example of the position of the tomographic plane of the optimum focus in the process of specifying the optimum focus position.
  • FIG. 18 is a graph illustrating a frequency characteristic pattern that changes according to a tomographic plane position.
  • FIG. 19 is a diagram illustrating a state where the actual tooth position is deviated from the 3D reference tomographic plane.
  • FIG. 20 is a diagram illustrating a state in which the tooth is shifted from the position of the 3D reference tomographic plane to the actual position according to the magnification ratio.
  • FIG. 21 is a diagram for explaining a state in which the tooth is shifted from the position of the 3D reference tomographic plane to the actual position according to the magnitude of the enlargement ratio.
  • FIG. 22 is a diagram illustrating a state in which teeth are shifted from the position of the 3D reference tomographic plane to the actual position according to the magnitude of the enlargement ratio.
  • FIG. 23 is a perspective view illustrating processing for moving a processing point on the 3D reference image for the position identification position.
  • FIG. 24 is a perspective view illustrating identification of a tomographic plane position of an optimum focus specified for each processing point and abnormal identification thereof.
  • FIG. 25 is a diagram schematically showing a 3D autofocus image created by identifying the optimum focus tomographic plane position and smoothing.
  • FIG. 26 is a diagram for explaining the concept of processing for projecting a 3D autofocus image onto a 3D reference tomographic plane.
  • FIG. 27 is a schematic diagram schematically illustrating an image projected on a 3D reference tomographic plane and an ROI set there.
  • FIG. 28 is a diagram for explaining the concept of processing for projecting a 3D autofocus image onto a two-dimensional surface of a reference panoramic image.
  • FIG. 29 is a diagram schematically illustrating a 2D reference image and an ROI set there.
  • FIG. 30 is a diagram for explaining landmarks described as modified examples and usage examples thereof.
  • FIG. 31 is a view for explaining profiles of frequency characteristics of various landmarks.
  • FIG. 32 is a diagram for explaining landmarks described as another modification example and usage examples thereof.
  • FIG. 33 is a diagram for explaining landmarks described as still another modification example and usage examples thereof.
  • FIG. 1 shows the external appearance of such a panoramic imaging device 1.
  • This panoramic imaging apparatus 1 scans the subject's jaw with X-rays, and identifies the actual position (actual position) of a three-dimensional dentition in the jaw from the digital X-ray transmission data. In addition, a panoramic image that compensates for variations (differences) in the enlargement ratio described later of the dentition is created.
  • this panoramic imaging apparatus 1 can provide epoch-making performance, such as being able to perform various forms of display and measurement from such panoramic images.
  • an X-ray exposure dose can be reduced for the subject, and an imaging device that is easy for the operator to use can be provided. To obtain the basic performance described above, the tomosynthesis method is used.
  • the panoramic imaging apparatus 1 includes a housing 11 that collects data from a subject (patient) P, for example, in a standing posture of the subject P, and data collection performed by the housing 11. Consists of a computer that controls and captures the collected data to create a panoramic image and performs post-processing of the panoramic image interactively or automatically with an operator (doctor, technician, etc.) And a control / arithmetic unit 12.
  • the housing 11 includes a stand unit 13 and a photographing unit 14 that can move up and down with respect to the stand unit 13.
  • the imaging unit 14 is attached to the support column of the stand unit 13 so as to be movable up and down within a predetermined range.
  • an XYZ orthogonal coordinate system having the longitudinal direction of the stand unit 13, that is, the vertical direction as the Z axis is set.
  • the horizontal axis direction is expressed as j axis
  • the photographing unit 14 includes a vertical movement unit 23 having a substantially U-shape when viewed from the side, and a rotation unit 24 supported by the vertical movement unit 23 so as to be rotatable (rotatable).
  • the vertical movement unit 23 is arranged in the Z-axis direction (vertical axis direction) over a predetermined range in the height direction through a vertical drive mechanism (for example, a motor and a rack and pinion) (not shown) installed on the stand unit 13. It can be moved. A command for this movement is issued from the control / arithmetic unit 12 to the vertical movement drive mechanism.
  • the vertical movement unit 23 is substantially U-shaped when viewed from one side surface thereof, and includes an upper arm 23A and a lower arm 23B on each of the upper and lower sides, and upper and lower arms 23A and 23B.
  • the connecting vertical arm 23C is integrally formed.
  • the vertical arm 23C is supported by the above-described stand portion 13 so as to be movable up and down.
  • the upper arm 23A and the vertical arm 23C cooperate to form a photographing space (real space).
  • a rotational drive mechanism 30A for example, an electric motor and a reduction gear
  • the rotational drive mechanism 30A receives a rotational drive command from the control / arithmetic unit 12.
  • the output shaft of the rotation drive mechanism 30A that is, the rotation shaft of the electric motor is disposed so as to protrude downward (downward in the Z-axis direction) from the upper arm 23A, and the rotation unit 24 can rotate on this rotation shaft. Is bound to. That is, the rotation unit 24 is suspended by the vertical movement unit 23 and is rotated by being energized by the drive of the rotation drive mechanism 30A.
  • the rotation drive mechanism 30A is connected to the movement mechanism 30B.
  • the moving mechanism 30B is composed of an electric motor, a gear, etc. (not shown).
  • the moving mechanism 30B also operates in response to a rotation driving command from the control / arithmetic unit 12, and is configured to be able to move the rotation driving mechanism 30A, that is, the rotation unit 24 along the XY plane.
  • the locus of the rotation center of a pair of an X-ray tube and a detector which will be described later, can be moved two-dimensionally along a constant trajectory within a predetermined range along the XY plane.
  • the lower arm 23B is extended to have a predetermined length in the same direction as the upper arm 23A, and a chin rest 25 is formed at the tip thereof.
  • a bite block 26 (or simply called a bite) is detachably attached to the chin rest 25.
  • the subject P holds this byte block 26.
  • the chin rest 25 and the bite block 26 serve to fix the oral cavity of the subject P.
  • the rotating unit 24 has an appearance that is formed in a substantially U shape when viewed from one side surface in the state of use, and is rotatable to the motor output shaft of the upper arm 23A so that its open end can be rotated downward. It is attached. Specifically, a horizontal arm 24A that rotates (rotates) in the horizontal direction, that is, substantially parallel in the XY plane, and left and right vertical arms (first axis) extending downward (Z-axis direction) from both ends of the horizontal arm 24A. Vertical arm, second vertical arm) 24B, 24C. The horizontal arm 24 and the left and right first and second arms 24B and 24C are located in a photographing space (actual space) and are driven and operated under the control of the control / arithmetic apparatus 12.
  • the X-ray tube 31 as a radiation emission source is equipped at the lower end inside the first vertical arm 24B.
  • the X-ray tube 31 is constituted by a rotating anode X-ray tube, for example, and radiates X-rays radially from the target (anode) toward the second vertical arm 24C.
  • the focal point of the electron beam colliding with the target is as small as about 0.5 mm to 1 mm in diameter, and therefore the X-ray tube 31 has a point-like X-ray source.
  • a slit-shaped collimator that narrows a relatively thin beam-shaped X-ray incident on the detector 32 into an actual collection window (for example, a window having a width of 5.0 mm). 33 is attached.
  • this collimator 33 may include this collimator 33 in the element which comprises a radiation emission source.
  • a digital X-ray detector 32 in which X-ray detection elements as radiation detection means are arranged two-dimensionally (for example, in a 64 ⁇ 1500 matrix) is provided at the lower end of the second vertical arm 24C. X-rays incident from this incident window are detected.
  • the detector 32 has a vertically long detection surface (for example, 6.4 mm wide ⁇ 150 mm long) made of CdTe. Since this embodiment employs the tomosynthesis method, the detector 32 must have a plurality of X-ray detection elements also in the lateral (width) direction.
  • the detector 32 is arranged in the vertical direction with its vertical direction coinciding with the Z-axis direction.
  • the effective width in the lateral direction of the detector 32 is set to, for example, about 5.0 mm by the collimator 33 described above.
  • the detector 32 can collect incident X-rays as image data of digital electric quantity corresponding to the amount of the X-rays at a frame rate of 300 fps (one frame is, for example, 64 ⁇ 1500 pixels), for example.
  • this collected data is referred to as “frame data”.
  • the X-ray tube 31 and the detector 32 are positioned so as to face each other with the oral cavity of the subject P interposed therebetween, and are driven so as to rotate around the oral cavity as a unit.
  • this rotation is not a rotation that draws a simple circle. That is, the pair of the X-ray tube 31 and the detector 32 has a mountain-shaped constant trajectory in which the rotation center RC of the pair is formed by connecting two circular arcs inside the substantially horseshoe-shaped dentition as shown in FIG. Is driven to rotate.
  • This constant trajectory is focused on a tomographic plane (hereinafter referred to as a 3D reference tomographic plane) SS along the standard shape and size of the dentition of the oral cavity and follows the 3D reference tomographic plane SS.
  • a 3D reference tomographic plane This is a pre-designed track.
  • the X-ray focal point follows the 3D reference tomographic plane SS
  • the X-ray tube 31 and the detector 32 do not necessarily rotate at the same angular velocity when viewed from the 3D reference tomographic plane SS. That is, this rotation can be referred to as “movement along the dentition”, and is rotated while appropriately changing the angular velocity.
  • the X-ray tube 31 and the detector 32 need to move while being positioned so as to face each other with the oral cavity of the subject P interposed therebetween.
  • the facing state does not necessarily require that the X-ray tube 31 and the detector 32 face each other.
  • the X-ray tube 31 and the detector 32 may rotate independently of each other and include a rotational position where X-ray irradiation is oblique while sandwiching the oral cavity of the subject P. .
  • the locus on the XY plane when the 3D reference tomographic plane SS is viewed from the Z-axis direction is substantially horseshoe-shaped as described above, and an example is shown in FIG.
  • the trajectory of this 3D reference fault plane SS is also known, for example, from the document “R. Molteni,“ A universal test phantom for dental panoramic radiography ”MedicaMudi, vol. 36, no.3, 1991”.
  • the spatial position information of the 3D reference tomographic plane SS is stored in the ROM 61 in advance.
  • the 3D reference tomographic plane SS may be set as a known plane as described above, but may be set in advance according to the individual of the subject.
  • a desired three-dimensional section created from a surface image photographed by a camera, an MRI (magnetic resonance imaging) apparatus, a CT (computer tomography) scanner, or a medical modality including an ultrasonic diagnostic apparatus. It may be either a desired three-dimensional section of the subject imaged or a desired three-dimensional section determined from the three-dimensional data of the subject imaged by the medical modality.
  • These 3D reference tomographic planes SS may be set using a known method and stored in the ROM 61 in advance.
  • the geometric positional relationship between the X-ray tube 31, the 3D reference tomographic plane SS, the detector 32, the rotation axis AXz, and the rotation center RC through which the rotation axis AXz passes is as shown in FIG.
  • the 3D reference tomographic plane SS is parallel to the entrance of the detector 32 (X-ray detection plane Ldet: see FIG. 6), is a curved cross section along the Z-axis direction, and is elongated and has a rectangular shape when developed in two dimensions. It is set as a cross section.
  • FIG. 4 shows an electrical block diagram for control and processing of this panoramic imaging apparatus.
  • the X-ray tube 31 is connected to the control / arithmetic apparatus 12 via a high voltage generator 41 and a communication line 42
  • the detector 32 is connected to the control / arithmetic apparatus 12 via a communication line 43.
  • the high voltage generator 41 is provided in the stand unit 13, the vertical movement unit 23, or the rotation unit 24. It is controlled according to the shooting conditions and the sequence of exposure timing.
  • the control / arithmetic unit 12 is composed of, for example, a personal computer capable of storing a large amount of image data in order to handle a large amount of image data. That is, the control / arithmetic unit 12 has, as its main components, interfaces 51, 52, 62, a buffer memory 53, an image memory 54, a frame memory 55, which are connected to each other via an internal bus 50.
  • An image processor 56, a controller (CPU) 57, and a D / A converter 59 are provided.
  • An operation device 58 is communicably connected to the controller 57, and a D / A converter 59 is also connected to a monitor 60.
  • the interfaces 51 and 52 are connected to the high voltage generator 41 and the detector 32, respectively, and communicate control information and collected data exchanged between the controller 57 and the high voltage generator 41 and the detector 32. Mediate.
  • Another interface 62 connects the internal bus 50 and a communication line, and the controller 57 can communicate with an external device.
  • the controller 57 can also capture an intraoral image captured by an external intraoral X-ray imaging apparatus, and convert a panoramic image captured by the present imaging apparatus to an external device according to, for example, DICOM (Digital Imaging and Communications Communications in Medicine) standards. It can be sent to the server.
  • DICOM Digital Imaging and Communications Communications in Medicine
  • the buffer memory 53 temporarily stores digital frame data received from the detector 32 via the interface 52.
  • the image processor 56 is placed under the control of the controller 57 and interactively creates a panoramic image of a predetermined 3D reference tomographic plane provided by the apparatus side and processes for subsequent use of the panoramic image with the operator. It has a function to execute.
  • a program for realizing this function is stored in the ROM 61 in advance. Therefore, the ROM 61 functions as a recording medium that stores the program according to the present invention. This program may be stored in the ROM 61 in advance. However, in some cases, the program may be installed in a recording medium such as a RAM (not shown) via a communication line or a portable memory. .
  • the 3D reference tomographic plane described above is prepared in advance on the apparatus side.
  • the 3D reference tomographic plane may be selected before photographing from a plurality of tomographic planes prepared in advance on the apparatus side.
  • the selection operation enables the position of the 3D reference tomographic plane to be changed within a certain range in the depth (front and back) direction of the dentition. Also good.
  • the frame data and image data processed by the image processor 56 or being processed are stored in the image memory 54 so as to be readable and writable.
  • a large-capacity recording medium nonvolatile and readable / writable
  • the frame memory 55 is used to display reconstructed panoramic image data, post-processed panoramic image data, and the like.
  • the image data stored in the frame memory 55 is called by the D / A converter 59 at a predetermined cycle, converted into an analog signal, and displayed on the screen of the monitor 60.
  • the controller 57 controls the overall operation of the constituent elements of the apparatus in accordance with a program responsible for the overall control and processing stored in the ROM 61 in advance. Such a program is set so as to interactively receive operation information for each control item from the operator. Therefore, the controller 57 is configured to be able to execute collection (scanning) of frame data and the like, as will be described later.
  • the patient places the jaw at the position of the chin rest 25 in the standing or sitting posture, holds the bite block 26, and presses the forehead against the headrest 28.
  • the position of the patient's head (jaw) is fixed at substantially the center of the rotation space of the rotation unit 24.
  • the rotation unit 24 rotates around the patient's head along the XY plane and / or along an oblique plane on the XY plane (see arrows in FIG. 1). .
  • the high voltage generator 41 supplies a high voltage for exposure (specified tube voltage and tube current) to the X-ray tube 31 in a pulse mode with a predetermined cycle.
  • the X-ray tube 31 is driven in the pulse mode.
  • pulsed X-rays are emitted from the X-ray tube 31 at a predetermined cycle.
  • the X-rays pass through the patient's jaw (dental portion) located at the imaging position and enter the detector 32.
  • the detector 32 detects incident X-rays at a very high frame rate (for example, 300 fps), and sequentially outputs corresponding two-dimensional digital data (for example, 64 ⁇ 1500 pixels) in units of frames. Output.
  • the frame data is temporarily stored in the buffer memory 53 via the communication line 43 and the interface 52 of the control / arithmetic apparatus 12. The temporarily stored frame data is then transferred to the image memory 53 and stored.
  • the image processor 56 reconstructs (creates) a tomographic image focused on the 3D reference tomographic plane SS as a panoramic image (reference panoramic image) using the frame data stored in the image memory 53. That is, this reference panoramic image is defined as “a panoramic image when it is assumed that a dentition is present on the 3D reference tomographic plane SS”.
  • the image processor 56 performs processing such as creating a reference three-dimensional (3D) image and a three-dimensional (3D) autofocus image using the reference panorama standard image. An outline of this processing is shown in FIG.
  • the 3D reference image is defined as “a three-dimensional image when it is assumed that a dentition is present on the 3D reference tomographic plane SS”.
  • the 3D autofocus image is defined as “a surface image (pseudo 3D surface image) in which the dentition is automatically optimally focused using frame data or reference panoramic image data from the 3D reference image”. That is, this 3D autofocus image is an optimally focused surface image that is less blurred and accurately represents the actual position and actual size of the dentition.
  • the 3D autofocus image is an image that takes into account the fact that it is mostly different for each subject.
  • the dentition of each subject is not along the 3D reference tomographic plane SS (see FIG. 6), and is partially or entirely offset from the 3D reference tomographic plane SS or from that plane. It is tilted.
  • the 3D autofocus image automatically and accurately identifies the actual three-dimensional spatial position and shape of the dentition of each subject, and automatically displays the actual dentition shape from the identification result. To be created.
  • X-rays emitted from the X-ray tube 31 (functioning as a pointed X-ray source) pass through the oral cavity of the subject P and are detected by a vertically long detector 32 having a certain length in the Z-axis direction. Is done. For this reason, the X-ray irradiation direction becomes oblique as shown in FIGS. Therefore, the ratio between the actual size of the tooth and the size of the projected image formed by the shadow of the tooth on the X-ray incident surface Ldet of the detector 32 (in this embodiment, this ratio is called “magnification ratio”) is the center of rotation. It changes according to the position of RC. That is, in the example of FIG.
  • the ratio between the actual tooth height P 1 real and the height P 1 det on the X-ray incident surface Ldet is rotated. It changes according to the position of the center RC.
  • the position of the rotation center RC is set in advance so as to change during one scan (data collection) as illustrated in FIG. The reason for this is as follows. As shown in FIG. 6, the distance D all between the X-ray tube 31 and the detector 32 is kept constant, and the distances D1 and D2 from the rotation center RC to the X-ray tube 31 and the detector 32 are also constant. Retained.
  • the trajectory at the position of the rotation center RC is an example with respect to the dentition curved in a horseshoe shape during one scan. As described above, it is designed to change into a mountain shape (see FIG. 2).
  • the distance D3 from the rotation center RC to the 3D reference tomographic plane SS and the distance D4 from the detector 32 to the 3D reference tomographic plane SS change as the scan proceeds.
  • the rotation center RC approaches or moves away from the dentition, so that the X-ray tube 31 also approaches or moves away from the dentition.
  • the X-ray source of the X-ray tube 31 is regarded as a point-like shape, the projection onto the detection surface Ldet becomes closer as the X-ray tube 31 is closer to the dentition even if the teeth have the same height. The image gets bigger. That is, the enlargement rate is large.
  • the center of rotation RC is closer to the dentition when scanning the anterior teeth than when scanning the molar portion, and the enlargement ratio is correspondingly increased.
  • the distance d1 when scanning the anterior tooth portion for example, when the X-ray irradiation direction is 0 °
  • the distance d2 when scanning the molar portion for example, when the X-ray irradiation direction is 60 °, 75 °
  • the trajectory of the rotation center RC shown in FIG. 2 is merely an example, but in the case of a panoramic imaging apparatus that scans while focusing on the 3D reference tomographic plane SS, the rotation center RC approaches and moves away from the dentition. This is the case.
  • the conventional panoramic image is created without considering the above-described problem due to the enlargement ratio and the deviation of the actual dentition from the 3D reference tomographic plane SS. For this reason, quantitative structural analysis from the conventional panoramic image is very difficult, and even if the dentition is in various shapes and positions for each subject, teeth in the dentition of the same subject A panoramic imaging device that can capture images with high accuracy regardless of the position of the camera has been desired.
  • the panoramic imaging apparatus eliminates image distortion caused by the magnification rate being different for each portion even in the same dentition, and the three-dimensional dentition of the actual subject.
  • One of the features is that the spatial position (including shape) is automatically and accurately identified. As a result, it is possible to provide a three-dimensional panoramic image with extremely high position (shape) identification accuracy that has not existed before.
  • the tomosynthesis method (tomosynthesis) is used to obtain an image of the tomographic plane. That is, among frame data (pixel data) collected at a constant rate by scanning, a plurality of frame data determined for each position of the locus projected on the XY plane of the three-dimensional 3D reference tomographic plane is an amount corresponding to the position. Only a shift (add & add) is performed by shifting each other. For this reason, “optimal focus” in this embodiment means “the focus is best, and there is little out of focus”, and the portion of interest has better resolution than other portions, or Says that the overall resolution of the image is higher.
  • the data is stored in the image memory 54 and displayed on the monitor 60 in an appropriate manner.
  • the operator's intention given from the operation device 58 is reflected in the display mode and the like.
  • this processing includes data collection by scanning, reconstruction of a reference panoramic image as preprocessing, creation of a three-dimensional autofocus image (surface image) as main processing, and three-dimensional autofocus thereof. Display and measurement according to various aspects using an image are included.
  • the controller 57 reads the position information of the 3D reference tomographic plane SS from the ROM 61 (step S0).
  • the 3D reference tomographic plane SS may be a statistically determined cross section, or may be a cross section set in advance by each subject.
  • the controller 57 commands a scan for data collection in response to an instruction from the operator given through the operation device 58 (step S1).
  • the rotation drive mechanism 30A, the moving mechanism 30B, and the high voltage generator 41 are driven in accordance with a preset control sequence.
  • the pulsed (or continuous wave) X-ray is applied to the X-ray tube 31 during the rotating operation. Exposure is performed at a predetermined cycle (or continuously).
  • the pair of the X-ray tube 31 and the detector 32 is rotationally driven under a predetermined driving condition so as to optimally focus the 3D reference tomographic plane SS (see FIG. 6) as described above.
  • the X-rays exposed from the X-ray tube 31 pass through the subject P and are detected by the detector 32. Therefore, as described above, digital amount of frame data (pixel data) reflecting the amount of X-ray transmission is output from the detector 32 at a rate of 300 fps, for example. This frame data is temporarily stored in the buffer memory 53.
  • the processing instruction is passed to the image processor 56.
  • the image processor 56 reconstructs the reference panoramic image PIst based on shift & add based on the tomosynthesis method corresponding to the spatial position of the 3D reference tomographic plane SS, and stores each pixel value of the reconstructed image (step S2). ).
  • this reconstruction process a process of multiplying the coefficients so that the ratio of the vertical and horizontal enlargement ratios is the same at the center of the front teeth is performed as in the conventional case.
  • the set of frame data used for this reconstruction is, for example, mapping characteristics indicating the relationship between the horizontal mapping position of the panoramic image shown in FIG. 7 and the set of frame data to be mutually added to create an image of the mapping position. It is requested from.
  • the curve indicating the mapping characteristics includes both a curved portion having a steep slope according to the molar portion on both sides in the frame data direction (horizontal axis) and a curved portion having a gentler slope than that of the molar portion according to the front tooth portion. Consists of.
  • a desired mapping position in the horizontal direction of the panoramic image is designated as shown in the figure.
  • a set of frame data used for creating an image at the mapping position and its shift amount (the degree of superposition: that is, the inclination) are obtained. Therefore, these frame data (pixel values) are added to each other while being shifted by the designated shift amount, and vertical image data of the designated mapping position (range) is obtained.
  • the reference panorama image PIst when focused on the 3D reference tomographic plane SS is reconstructed by specifying the mapping position and shifting & adding the entire panoramic image in the horizontal direction.
  • the image processor 56 displays the reference panoramic image PIst on the monitor 60 (step S3).
  • An example of the reference panoramic image PIst is schematically shown in FIG.
  • the reference panoramic image PIst is a rectangular two-dimensional image because it is an image obtained by adding frame data to each other while shifting.
  • the vertical and horizontal image distortion due to the enlargement ratio is the same as in the past. It has been improved to some extent.
  • the aspect ratio of the teeth collapses as it proceeds to the molar part. That is, the teeth of the molar portion are drawn with a size smaller than the actual size. In the past, in many cases, panoramic images with such distortion were put up.
  • the image processor 56 determines whether or not an ROI (region of interest) is set in the reference panoramic image PIst by using the operation device 58 from the operator (step S4).
  • the ROI set here is, for example, a rectangular partial region in which the image interpreter is particularly interested. Of course, the ROI is not necessarily rectangular. This ROI may be set for a panoramic image created by autofocus described later, and this processing will also be described later.
  • step S4 determines whether the determination in step S4 is YES. If the determination in step S4 is YES, the image processor 56 sets the ROI to the reference panoramic image PIst based on the operation information of the operator (step S5). Next, a partial image of the partial area set by the ROI is cut out, and the partial image is enlarged and displayed, for example (step S6). For example, as shown in FIG. 9, this partial image is displayed so as to be superimposed on the original reference panoramic image PIst. Further, the one or more partial images may be displayed so as to fit in a so-called template in which blocks are arranged in a predetermined order so as to schematically represent the upper teeth and lower teeth.
  • the image processor 56 determines whether or not to end the processing. This determination depends on whether or not there is predetermined operation information from the operator (step S7). If it is determined that the process is not yet finished (NO in step S7), the process returns to step S4 and the above-described process is repeated. On the other hand, if it is determined that the process has been completed, the process shown in FIG. 5 is terminated.
  • step S4 determines whether or not the ROI is not set. If the determination in step S4 is NO, that is, if it is determined that the ROI is not set, the image processor 56 proceeds to the next determination. That is, it is determined from the operation information of the operator whether or not to create a 3D autofocus image as the main process (step S8). When it is determined that this creation is not performed (step S8, NO), the process returns to step S7 to determine whether or not the process is ended as described above.
  • step S9 a subroutine process in step S9.
  • the process executed in step S9 is one of the features of the present invention, and is performed automatically while correcting distortion of the dentition size caused by the oblique X-ray irradiation direction in the Z-axis direction. This is identification processing of the existing position and shape of the dentition.
  • FIG. 10 shows a subroutine process for identifying the actual position / shape.
  • the image processor 56 creates an image of the 3D reference tomographic plane SS in consideration of the X-ray irradiation direction (step S51). Specifically, the reference panorama image PIst (rectangular) is coordinate-transformed into a curved surface parallel to the 3D reference tomographic plane SS (curved surface) to create a 3D panoramic image. Then, each of the pixels of the 3D panoramic image is projected onto the 3D reference tomographic plane SS along the X-ray irradiation direction DRx by calculating the tomographic plane, calculating the frame data, and projecting the coordinate data by converting the frame data. A projection image of the reference tomographic plane SS is created. The pixel value of this projection image is stored in the image memory 54.
  • the projection performed here is performed along an oblique projection direction toward the position of the rotation center RC (RC1, RC2), that is, the position of the X-ray tube 31, as described in FIG.
  • RC1, RC2 the position of the X-ray tube 31
  • the difference in the position of the X-ray tube 31 causes the image on the 3D reference tomographic plane SS to be displayed. Projected to different positions SS1, SS2.
  • the projection image created by this projection processing will be referred to as 3D reference image PIref.
  • the 3D reference image PIref is created by oblique projection in consideration of the above-described enlargement ratio for each position of the reference panoramic image PIst.
  • the enlargement rate of the teeth of the anterior teeth was corrected to the actual size by the above projection, while the enlargement rate of the teeth of the molar portion was small, Corrected to actual size rather than projection. Therefore, the 3D reference image PIref is an image displayed at the actual size of the tooth, and is an image from which distortion due to the magnitude of the enlargement ratio due to the movement of the rotation center RC during scanning is removed.
  • the 3D reference image PIref is also an image when it is assumed that the dentition exists along the 3D reference tomographic plane SS. Since the actual tooth of the subject P is rarely along the 3D reference tomographic plane SS, further real position identification processing described later is required.
  • the image processor 56 displays the 3D standard image PIref on the monitor 60 for reference by the operator (step S52). This is shown in FIG.
  • the image processor 56 adds a plurality of curved tomographic planes parallel to the 3D reference tomographic plane SS (step S53). This is shown in FIG. In the drawing, a plurality of tomographic planes are added before and after the X-ray irradiation direction DRx (dentation depth direction) of the 3D reference tomographic plane SS.
  • a plurality of tomographic planes SFm to SF1 are set at a distance D1 (for example, 0.5 mm) on the front side of the 3D reference tomographic plane SS, and a plurality of tomographic planes SR1 to SRn are spaced at a distance D2 (for example, 0.5 mm) on the rear side.
  • the intervals D1 and D2 may be the same or different from each other.
  • the position data of the tomographic planes SFm to SF1 and SR1 to SRn to be virtually added is stored in advance in the ROM 61 together with the position data of the 3D reference tomographic plane SS, and is read out to the work area of the image processor 56. Thus, such addition is performed.
  • the heights of the tomographic planes SFm to SF1, SS, SR1 to SRn are appropriately set in consideration of the maximum inclination in the X-ray irradiation direction DRx and the height of the dentition.
  • the position (distance D1, D2) and the number of tomographic planes to be added may be interactively changed.
  • the image processor 56 considers the angle of the X-ray irradiation direction DRx, and changes the tomographic plane to each of the added tomographic planes SFm to SF1, SR1 to SRn in consideration of the angle of the X-ray irradiation direction DRx, as in step S51.
  • the frame data is obtained by the above calculation, and is projected by converting the coordinates (step S54).
  • projection images of the additional tomographic planes SFm to SF1, SR1 to SRn are created.
  • the pixel values of these projected images are stored in the image memory 54.
  • the projection images created here are called 3D additional images PIsfms, PIsf1, PIsr1,..., PIsrn.
  • These 3D additional images PIsfm,..., PIsf1, PIsr1,..., ⁇ ⁇ ⁇ ⁇ PIsrn are also created for each position of the reference panoramic image PIst by oblique projection in consideration of the above-described enlargement ratio.
  • the 3D additional image PIsfm Projected at different positions on each of PIsf1, PIsr1, ..., PIsrn.
  • these 3D additional images PIsfm, ..., PIsf1, PIsr1, ..., PIsrn are also images displayed at the actual size of the teeth, and distortion due to the magnitude of the magnification due to movement of the rotation center RC during scanning is removed. It is an image that was made.
  • these 3D additional images PIsfm,..., PIsf1, PIsr1,..., PIsrn are also images when it is assumed that the dentitions exist along the respective additional tomographic planes SFm to SF1 and SR1 to SRn.
  • a line segment Lc having a fixed length with the specified position P (x, y, z) as the center is specified in the 3D reference image PIref (see step S56: FIG. 15B).
  • the line segment Lc may be curved along a part of the curved 3D reference tomographic plane SS, or may be set within a range that can be regarded as a straight line.
  • the image processor 56 virtually adds a plurality of line segments Ladd having the same length above and below the image of the specified line segment Lc (x, y, z) (step S57: FIG. 15C )reference).
  • the pixel values P ij of the 2 n pixels constituting each of the line segment L and the plurality of line segments Ladd described above are read from the image memory 54 and assigned to each line segment (step S58).
  • This pixel value P ij is a value that has already been acquired and stored in steps S51 and S54 described above.
  • Step S59 see FIG. 15D.
  • the image processor 56 adds the line segment Lc (x, y, z) currently specified on the above-mentioned 3D reference image PIref in each of the added 3D additional images PIsf1, ..., PIsf1, PIsr1, ..., PIsrn. Identifies the positions of the opposing line segments Lfm to Lf1 and Lr1 to Lrn in the X-ray irradiation direction DRx passing through the currently designated position P (x, y, z) (step S60: see FIG. 15E). ).
  • step S60 for specifying the position P (x, y, z) on the 3D reference image PIref is repeated until all the positions are specified. Therefore, in effect, the X-rays irradiated from the X-ray tube 31 whose position is near the virtual tomographic planes SFm to SF1, SS, SR1 to SRn are in the range H1 to H2 (range in the Z-axis direction). It is transmitted in a fan shape (FIG. 15F). For this reason, the tomographic planes SFm to SF1, SS, SR1 to SRn themselves may be set as substantially horseshoe-shaped cross sections whose height changes for each scanning direction and is parallel to each other.
  • the image processor 56 reads out the pixel values P ij * of these line segments from the image memory 54 (step S61).
  • the X-ray irradiation range RA has a fan shape (when viewed from the Z-axis direction). For this reason, the number of pixels of each of the line segments Lfm to Lf1 and Lr1 to Lrn is deviated from 2n .
  • the image processor 56 the additional line segments Lfm ⁇ Lf1, Lr1 ⁇ number of pixels as a reference of Lrn line Lc (x, y, z) to be the same as the number of pixels the 2 n, the line segment Each of Lfm to Lf1 and Lr1 to Lrn is multiplied by a coefficient corresponding to the intervals D1 and D2 (step S62). Accordingly, as schematically shown in FIG. 15G, all the line segments Lfm to Lf1, Lc and Lr1 to Lrn are composed of 2n pixels which are parallel to each other.
  • the image processor 56 performs frequency analysis on changes in the values of all the prepared line segments Lf1 to Lfm, Lc, and Lr1 to Lrn (step S63).
  • analysis results are obtained with the horizontal axis representing the frequency and the vertical axis representing the Fourier coefficient (amplitude value).
  • FFT fast Fourier transform
  • an equivalent process may be performed using a Sobel filter that performs a first-order differential operation for rendering an edge. When this filter is used, the position of the tomographic plane having the maximum edge can be regarded as the optimum focus position.
  • FIG. 16 illustrates frequency analysis characteristics for one line segment.
  • the coefficient of the frequency component in the region of the certain range of the analyzed highest frequency is excluded, and the coefficient of the remaining high frequency component is adopted. This is because the frequency component in a certain range on the highest frequency side is a noise component.
  • the cross-sectional position is a position in the X-ray irradiation direction DRx (depth direction of the dentition) of the plurality of tomographic planes SF1 to SFm, SS, FR1 to FRn.
  • FIG. 18 illustrates typical patterns of a plurality of types of profiles PR1, PR2, PR3, and PR4 in the case where the material is enamel, cancellous bone, air, and bite block.
  • an enamel substance that is, a tooth exists at any position in the X-ray irradiation direction DRx passing through the currently designated position P (x, y, z)
  • the profile PR1 has a sharp peak.
  • the profile PR2 is a gentle convex curve.
  • the profile PR3 is a curve showing a tendency not to have a specific peak.
  • the profile PR4 has two sharp peaks.
  • the peak corresponding to the inner side (X-ray tube side) of the X-ray irradiation direction DRx indicates the peak for the enamel substance
  • the peak corresponding to the outer side (detector side) indicates the peak for the bite block.
  • Data indicating the patterns PR1 to PR4 shown in FIG. 18 is stored in advance as a reference profile, for example, in the ROM 61 as a reference table.
  • the image processor 56 specifies the position of the optimum focus with respect to the tooth in the X-ray irradiation direction DRx passing through the currently designated position P (x, y, z) using the reference table (step S66). .
  • the pattern recognition technique determines by the pattern recognition technique which of the reference profiles PR1 to PR4 corresponds to the profile obtained in the previous step S65.
  • the obtained profiles are the reference profiles PR2 and PR4, they are excluded from processing.
  • the obtained profile corresponds to the reference profile PR1 (enamel)
  • the cross-sectional position exhibiting the peak that is, any one of the plurality of tomographic planes SF1 to SFm, SS, FR1 to FRn is the optimum focus. Identify as being.
  • a cross-sectional position (enamel position) having a peak on the inner side (X-ray tube side), that is, a plurality of tomographic planes SFm to SF1, SS, FR1 to Any position of FRn is specified as the optimum focus.
  • These position specifying processes determine which position in the depth direction the portion of the tooth at the currently designated position P (x, y, z) is actually located. That is, the tooth portion depicted in the 3D reference image PIref along the 3D reference tomographic plane SS may actually be on the front side or the rear side of the tomographic plane SS. This actual position is accurately determined by the above-described specifying process. In other words, it can be said that the tooth portion of the 3D reference image PIref drawn on the assumption that it is on the 3D reference tomographic plane SS is shifted to the actual position by the above-described specific processing.
  • the position P1 in the 3D reference tomographic plane SS (3D reference image PIref) is P1real (or P2 is P2real).
  • the positions of line segments Lfm to Lf1 and Lr1 to Lrn set on the plurality of additional tomographic planes SFm to SF1, FR1 to FRn are set in consideration of the oblique angle ⁇ in the X-ray irradiation direction DRx. For this reason, the shifted position P1real is larger when the oblique angle ⁇ is smaller (see FIGS. 20A and 21A) (see FIGS. 20B and 21B).
  • the shift position P1real is compensated for the distortion due to the oblique X-ray irradiation angle ⁇ , that is, the magnification ratio.
  • ⁇ the magnification ratio
  • step S65 the image processor 56 stores the identified data indicating the actual tooth position in the work area for each position P (x, y, z).
  • the position P (x, y, z) currently specified in the 3D reference image PIref that is, the 3D reference tomographic plane SS
  • the focus position is identified.
  • the image processor 56 determines whether or not the above-described specific processing has been completed for all the determination positions P set in advance on the 3D reference image PIref as shown in FIG. 23, for example (step S67). This determination is made by determining whether or not the currently processed position P (x, y, z) is the final position P (p, q, r). If this determination is NO and the specific processing has not been completed for all the determination positions P, the image processor 56 shifts the determination position P (x, y, z) by one (step S68). The process returns to step S55 described above, and the above-described series of specific processes is repeated.
  • the plurality of determination positions P are preliminarily arranged two-dimensionally at a predetermined interval along the 3D reference image PIref (that is, the 3D reference tomographic plane SS).
  • the 3D reference image PIref is arranged along the vertical axis direction i and the horizontal axis direction j with the same predetermined distance d in the vertical and horizontal directions.
  • the predetermined distance d may be different from each other in the vertical axis direction i and the horizontal axis direction j.
  • the shift direction in the process of step S68 may be any of vertical, horizontal, and diagonal directions along the 3D reference image PIref. As shown in FIG.
  • shifting in the horizontal axis direction j and shifting along the vertical axis direction i may be repeated regularly ( (See symbol SC in the figure). Conversely, shifting in the horizontal axis direction j and then shifting in the vertical axis direction i may be repeated. Further, it may be shifted in an oblique direction.
  • step S67 described above becomes YES in the above-described repeated determination. That is, the process of detecting the cross-sectional position of the optimal focus (including the determination of the presence or absence of the optimal focus position) is completed for each determination position P in the depth direction of the 3D reference tomographic plane SS. In this case, the process shifts to the process of combining the cross-sectional positions of the optimum focus.
  • step S67 the image processor 56 reads data representing the cross-sectional position of the optimum focus specified and stored in step S65 (step S68).
  • the data of the cross-sectional position is a position in the X-ray irradiation direction DRx that passes through each determination position P (x, y, z).
  • black circles indicate the determination position P (x, y, z) of the 3D reference image PIref (3D reference tomographic plane SS).
  • the vertical direction and the horizontal direction of the curved 3D reference image PIref are represented as (i, j).
  • the image processor 56 removes noise (step S70).
  • the image processor 56 determines that the difference between the cross-sectional positions is noise and abnormal by, for example, threshold determination.
  • the data of the positions of adjacent cross sections are smoothed so as to be smoothly connected, and replaced with the smoothed new position data, or data close to the outside of the detector is given priority, etc. Perform the process.
  • the abnormal data may be simply excluded from the processing target without performing such compensation by replacement. Naturally, it is also possible to add an abnormality of data in the Z-axis direction to the exclusion of the abnormal data.
  • the image processor 56 combines the denoised positions (namely, enamel positions) and smoothes the data of the combined positions three-dimensionally to create a surface image in which the enamel is traced (step). S71). Further, the image processor 56 causes the monitor 60 to display a 3D panoramic image in which all the parts are automatically subjected to the optimum focus processing on the monitor 60 as a 3D autofocus image PIfocus at a predetermined view angle (see FIG. Step S72).
  • a 3D autofocus image PIfocus that can be formed along the contour where the structure of the dentition of the oral cavity of the subject P can be seen most clearly when viewed at a desired view angle.
  • a curved horseshoe-shaped range S is a range for displaying a 3D autofocus image PIfocus
  • a solid line portion represents an actual position and shape of the dentition.
  • the gums (alveolar bone) part mandibular sinus, temporomandibular joint, carotid artery, etc.
  • the 3D autofocus image PIfocus is curved along the dentition, but its surface is bumpy, and this “bumpy” gives the actual position and shape (contour) of each tooth to the pixel It is expressed by shading.
  • Other parts can also be expressed as images with no sense of incongruity.
  • the image processor 56 gives the operator an opportunity to observe the 3D autofocus image PIfocus in another manner. That is, the image processor 56 determines whether or not to interactively display the 3D autofocus image PIfocus in another manner based on operation information from the operator.
  • the image processor 56 determines whether or not to observe a partial region of the 3D autofocus image (3D panoramic image) PIfocus (FIG. 5, step S10). If the determination in step S10 is YES, the observation of the partial area is further performed on the 3D reference tomographic plane SS or on the rectangular plane (two-dimensional) of the reference panoramic image, based on information from the operator. (Step S11). If it is determined in step S11 that the 3D reference tomographic plane SS is to be used, the image processor 56 re-projects the 3D autofocus image PIfocus onto the 3D reference tomographic plane SS along the X-ray irradiation direction DRx passing through each pixel. (Step S12).
  • This re-projection is executed by a sub-pixel method in which one pixel of a 3D reference tomographic plane is separated from a corresponding three-dimensional pixel by a sub-pixel and re-projected.
  • the reprojected image on the 3D standard tomographic plane SS is displayed on the monitor 60 as a 3D reference image PI proj-3D (step S13).
  • An example of the 3D reference image PI proj-3D is shown in FIG.
  • step S11 when it is determined in step S11 that the rectangular plane of the reference panoramic image PIst is used, the image processor 56 re-projects the 3D autofocus image PIfocus onto the rectangular plane, that is, the plane of the reference panoramic image (step S14).
  • This reprojection is also performed by a so-called conventionally known subpixel method in which one pixel of a standard panoramic image plane is reprojected by dividing a corresponding three-dimensional pixel by a subpixel. The concept of this reprojection is shown in FIG.
  • This reprojection image is displayed on the monitor 60 as a 2D reference image PI proj-2D (step S15).
  • An example of the 2D reference image PI proj-2D is shown in FIG.
  • the operator sets a desired, for example, rectangular ROI (region of interest) in this 3D reference image PI proj-3D or 2D reference image PI proj-2D (step S16: see FIGS. 27 and 29).
  • the image of the partial area specified by this ROI is enlarged, for example, and is superimposed and displayed on, for example, the currently displayed 3D reference image PI proj-3D or 2D reference image PI proj-2D (step S17).
  • this display may be a single image separate from the panoramic image, may be a divided display with the panoramic image, or may be one of templates composed of a plurality of blocks simulating a dentition.
  • the stored display may be used.
  • the image processor 64 determines whether or not to end the series of processes from the operation information (step S18). If this determination is YES, the process returns to step S7 described above. On the other hand, if NO, the process returns to step S10 and the above-described process is repeated.
  • step S10 when it is determined in step S10 described above that the partial image is not observed, the image processor 56 displays the currently displayed 3D autofocus image PIfocus by rotating, moving, and / or enlarging / reducing it. Whether or not interactively is determined (step S19). If this determination is YES, the 3D autofocus image PIfocus is rotated, moved, and / or enlarged / reduced according to the command information, and the image is displayed (steps S20 and S21). Thereafter, the process is passed to step S81, and the same process as described above is repeated.
  • display modes are not limited to those described above, and various other modes such as colorization can be adopted.
  • the image processor 64 ends the process through steps S18 and S7.
  • step S16 you may make it transfer to the process of step S19, without performing the display process of step S17.
  • the set ROI is displayed in step S21 together with the rotated, moved, enlarged / reduced image.
  • an image focused on at least the entire region of the dentition is provided as a 3D autofocus image PIfocus (three-dimensional panoramic image).
  • a 3D autofocus image PIfocus three-dimensional panoramic image
  • the optimum focusing process is automatically executed only by the operator issuing a command to that effect, and the 3D autofocus image PIfocus is displayed. That is, the autofocus function is exhibited.
  • there are many image observation variations such as rotating the 3D autofocus image PIfocus and displaying the 3D autofocus image PIfocus while enlarging and displaying the region by the ROI.
  • the panoramic imaging apparatus of the present embodiment is also suitable for screening.
  • the change in the magnification according to the change in the rotation position during the scan that is, the position of the rotation center RC of the pair of the X-ray tube 31 and the detector 32 is also compensated in the process of creating the 3D autofocus image PIfocus. Yes. For this reason, the distortion resulting from the change in the enlargement ratio is corrected, and an image that accurately reflects the actual size and the actual shape can be provided.
  • the displayed image has some degree of distortion, but the positional relationship with the 3D autofocus image is small. Correspondence is taken. For this reason, distances, such as the length of the longitudinal direction of a tooth, can be measured correctly, for example.
  • the positions of the X-ray tube 31 and the detector 32 at the time of data collection (scanning) are grasped in advance three-dimensionally with respect to the dentition. There is no need to measure the tomographic distance information in advance using a phantom as in the prior art. Therefore, the operability is good for the operator and the processing load on the image processor 56 is reduced accordingly.
  • the clip 70 shown in the figure has small pieces 71 as two quadrangular landmarks, and these two small pieces 71 are connected to each other alternately by wire rods 72 with a spring mechanism.
  • the small piece 71 is formed of an appropriate material higher than the X-ray absorption rate of the oral cavity, and functions as a landmark for X-rays.
  • FIGS. 30B and 30C show a state where the clip 70 is installed on a part of the dentition of the subject.
  • the two small pieces 71 are fixed and arranged by the wire rod 72 with the gums sandwiched between the front and rear of the teeth (dentition), that is, in different directions in the direction along the teeth.
  • the three-dimensional positions of the two small pieces 71 are grasped through the above-described autofocus process of FIG. 10, and the cross-sections CR1 and CR2 including the three-dimensional positions of the small pieces 71 ( Two images with optimum focus on (see FIG. 30C) are created. As shown in FIG.
  • the frequency characteristic pattern employed in this image creation is two profiles RR5 in which the peak of the frequency characteristic of the small piece 71 appears on both sides of the frequency characteristic PR2 of the cancellous bone.
  • the image processor 56 refers to the two profiles RR5 separately and performs a reconstruction process similar to that in the above-described embodiment.
  • the two pieces 71 each of the three-dimensional position P 1 real: and (P 1'real FIG see 20-22), comprising those two best focus image (partial image of a cross section CR1, CR2 containing each different Is good).
  • the image processor 56 can calculate the thickness of the alveolar bone flanked by two pieces 71. This is effective not only for diagnosis of the alveolar bone but also for determining where in the thickness direction the cross section of the alveolar bone to be observed is set.
  • FIG. 33 Another landmark is shown in FIG. This landmark is a mesh-like stretchable mask 80 that is in close contact with the surface of the subject's face. Since the X-ray absorption rate of each wire forming the mask 80 is different from that of the oral cavity, it is equivalent to drawing a lattice-like line on the face surface with an X-ray marker by bringing the mask 80 into close contact with the face. is there. These lines may simply be parallel lines.
  • an X-ray absorber such as Value may be applied on the face surface in a line or in a lattice pattern.
  • a grid-like line 81 shown in FIG. 33 is a landmark for X-rays.
  • a granular X-ray absorber may be mixed with a quick-drying cosmetic agent, and this cosmetic agent may be applied to the face.
  • a granular X-ray absorber can be placed on the face surface as a landmark.
  • the profile of the frequency characteristic is as shown by a graph PR6 in FIG.
  • the image processor 56 employs the profile PR6 to perform the above-described autofocus reconstruction processing.
  • an optimally focused image of the surface along the three-dimensional position that is, an X-ray transmission image of the face surface is obtained along with the three-dimensional position of each landmark.
  • a substitute image for cephalometry can be provided.
  • a pair of an X-ray tube and a detector may be installed on the ceiling.
  • the entire device can be downsized and operated (mobile structure) so that it can be mounted on a medical examination car or taken in at home.
  • the detector that can be employed in the radiation imaging apparatus according to the present invention is not limited to the above-described digital detector using CdTe, but may be a known photon counting type detector.
  • this photon counting type detector for example, one disclosed in Japanese Patent Application Laid-Open No. 2004-325183 is known.
  • the detectors used in the radiation imaging apparatus according to the present invention need not always be the same type. Since it is necessary to change the energy of X-rays to be generated according to the type of imaging target, the material of the X-ray detection element may be selected so as to have an X-ray absorption coefficient accordingly. When the X-ray generation energy is large, a detector having an X-ray detection element made of LaBr 3 , CdTe, CZT, GOS or the like may be selected. If the generated energy of X-rays is small, a detector including an X-ray detection element made of Si, CdTe, CZT, CsI, or the like may be selected.
  • the present invention is not limited to a mode for displaying a three-dimensional panoramic image (surface image).
  • a mode for displaying a three-dimensional panoramic image surface image
  • the width that seems to be focused is obtained from the tomographic plane and the frequency characteristic graph, and the thickness of each tooth and alveolar bone is calculated.
  • the estimation that is, the thickness in the depth direction may be measured. If the configuration for obtaining this measurement information is implemented in the vicinity of the alveolar bone near the first premolar, for example, in combination with the above-described photon counting type detector, the bone mineral content can be quantitatively measured.
  • the imaging according to the present invention is also performed near the lower sinus of the oral cavity, image information relating to the three-dimensional structure of the lower sinus can be provided to some extent. By observing the left-right difference on this image, it is possible to detect a lesion such as mandibular sinusitis (pyremic syndrome) with higher accuracy than before.
  • imaging according to the present invention is performed focusing on the vicinity of the carotid artery, the calcification of the carotid artery, which is said to contribute to arteriosclerosis, can be clearly displayed in three dimensions, and diagnostic information with higher accuracy than before can be obtained. Can be provided.
  • the radiation imaging apparatus according to the present invention is not limited to the one implemented in the dental panoramic imaging apparatus, but widely used for grasping the three-dimensional shape (position) inside the object using the tomosynthesis method. Can be implemented. Such applications include, for example, medical applications such as mammography using the tomosynthesis method and lung cancer scanners.
  • the radiation imaging apparatus according to the present invention can be applied to a nuclear medicine diagnostic apparatus called emission CT (ECT) such as a gamma camera or SPECT.
  • ECT nuclear medicine diagnostic apparatus
  • RI radioisotope
  • the RI and collimator constitute a radiation emission source.
  • the number of detectors in the radiation imaging apparatus according to the present invention is not necessarily limited to one, and can be applied to a modality in which two or more detectors are operated simultaneously or in parallel.
  • the radiation imaging apparatus is used for industrial purposes, the contents of products and products conveyed by a belt conveyor and acquisition of position information thereof, and the tertiary wiring structure of a flexible substrate connected to a flat panel display.
  • applications such as acquisition of three-dimensional distribution and size information of casting molds, acquisition of position information of contents of baggage inspection at airports.
  • the object can be moved along various directions such as a straight line, a circle, and a curved surface. That is, the 3D reference tomographic plane may also be a tomographic plane having a planar shape, a cylindrical shape, or a curved shape.
  • the object to be imaged may be moved relative to the pair of the X-ray tube and the detector depending on circumstances.
  • only the detector may be moved relative to the imaging object or subject and the radiation source.
  • the entire area of the image is optimally focused in a state where the actual state (position, shape) of the imaging target is rendered three-dimensionally with high accuracy, and almost no distortion of the image due to the difference in magnification is eliminated. Therefore, it is possible to provide a radiation imaging method that can provide a three-dimensional panoramic image, and the industrial applicability is extremely large.

Abstract

　放射線撮像装置としてのパノラマ撮像装置が提供される。このパノラマ撮像装置は、放射線としてのＸ線を放出するＸ線管（３１）、Ｘ線が入射したときに当該Ｘ線に対応したデジタル電気量のフレームデータで出力する検出器（３２）、それらの対を被検体に対して移動させる移動手段（２３，２４）を備える。この装置は更に、Ｘ線管と検出器の対を移動させている間に、検出器から出力されるフレームデータを収集する手段（１２，４１、５２～５７）と、その収集データを用いて被検体の撮像部位の焦点を最適化し、かつ、当該撮像部位の実際の大きさ及び形状を反映させた３次元最適焦点画像を作成する手段（１２，５６）と、を備える。

Description

放射線撮像装置及び放射線による撮像方法
　本発明は、放射線撮像装置及び放射線による撮像方法に係り、特に、撮像対象を多数の方向からスキャンして得た放射線データをトモシンセシス法（tomosynthesis）に依り処理して断層像データを再構成し、その断層像データを用いて撮像対象の内部構造の３次元位置を同定する放射線撮像装置及び放射線による撮像方法に関する。
　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、歯科用及びマンモグラフィ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、特許文献６を参照）。
　トモシンセシス法を歯科用に応用する場合、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として実用化されている。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Ｘ線検出器との対を、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。この一定軌道は、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３Ｄ基準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Ｘ線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、３Ｄ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、３Ｄ基準断層面のパノラマ画像を得る。
　しかしながら、この種の従来のパノラマ撮像装置の場合、個々の被検体の歯列が３Ｄ基準断層面に沿っていないことや、歯列の位置決めの難しさに配慮していない。当然に、歯列の形状やサイズには個体差があるし、顎部の大きさも個人によって異なることから適切な位置決めも難しい。この結果、再構成されたパノラマ画像に焦点ボケがあり、精査に耐えられないことも多い。このため、う蝕や歯槽膿漏などの精査には、別途、口内撮影法による撮影や歯科用のＣＴスキャナによる撮影が必要であった。パノラマ撮像をし直したり、別のモダリティによるＸ線撮影を行ったりすると、被検体へのＸ線被曝量も増えることになる。
　このような問題を克服しようとして、特許文献７に記載の装置が提供されている。この公報に記載のパノラマ撮像装置の場合、ファントムを用いて歯列の奥行き方向の位置とゲイン（フレームデータの相互加算のための距離情報）とを事前に計測している。また、収集したフレームデータを用いてトモシンセシス法の元に３Ｄ基準断層面の焦点最適化画像を形成する。さらに、この焦点最適化画像上でＲＯＩを用いて部分領域を指定し、この部分領域の前後方向（Ｘ線管とＸ線検出器とを結ぶ歯列の前後方向）の任意位置における最適焦点画像を既収集済みのフレームデータとゲインとを用いてトモシンセシス法の元に求める。このように、３Ｄ基準断層面に焦点を当ててデータ収集は１回行い、その後の部分領域の最適焦点画像は収集済みのフレームデータを利用することができる。
特開昭５７－２０３４３０ 特開平６－８８７９０ 特開平１０－２９５６８０ 特開平４－１４４５４８ 特開２００８－１１００９８ 米国特許公開 US2006/0203959 A1 特開２００７－１３６１６３
　しかしながら、この特許文献７に記載のパノラマ撮像装置の場合、撮像対象である歯の上下方向の曲がりや反りに配慮していない。歯列を形成する各歯は上下方向に同じ位置にはないのが通常である。歯は、歯根部に進むほど、口腔部内側に曲がっているケースが多い。つまり、１つの断層面上で各歯全域に焦点を合わせることは難しい。この点において、各歯の上下方向の全域にわたって焦点を合わせ、その描出能を上げる必要があった。つまり、このパノラマ撮像装置において、個々の部分領域については、その前後方向の任意の位置にて焦点を合わせた再構成は可能であるが、歯列全体に焦点を合わせた１枚のパノラマ画像を得ることは難しい。反対に、最適焦点の部分画像を繋げて全体のパノラマ画像を表現しようとしても、かかる部分画像の繋ぎ目に齟齬が生じて繋がらないという問題もあった。
　上述した不都合は、画像の縦横方向（歯列の上下方向及び幅方向）の拡大率がスキャン中の回転中心の位置の変化に応じて異なることによって助長される。拡大率とは、歯の実際の大きさと、その歯の陰影が検出器のＸ線入射面に作る拡大された投影像の大きさとの比を言う。これはＸ線管のＸ線照射源は点と見做されるほど小さいので、その点状のＸ線源からＸ線が放射状に照射されることによる。但し、トモシンセシス法に基づいて３Ｄ断層面に在る歯列を再構成する場合、横方向については、画像はどの位置も等倍になるが、縦方向については拡大がそのまま残る。この結果、再構成されたパノラマ画像は実際の歯列よりも縦長の画像となる。しかも、かかる拡大、つまり縦長になる程度は、前歯部付近の位置と両方の臼歯部（いわゆる奥歯）付近の位置との間で歯の縦方向の形状の変化に違いがあり、これがパノラマ画像上で歯相互間の歪となっている。ましてや、歯列が３Ｄ基準断層面に全体的にも或いは部分的にも沿っていない場合、縦横方向の拡大に因る歯列部位間の画像歪は一層顕著になる。
　そこで、デジタル量でフレームデータ収集を行い、そのフレームデータからパノラマ画像を再構成する従来のパノラマ撮像装置では、少なくとも前歯の中心で縦横比が同じになるように縦方向のサイズを縮める係数を再構成画像に掛ける後処理をすることが多い。ただ、この場合でも、パノラマ画像における臼歯部の歯の高さはその実寸よりも小さく縮んで描出される。つまり、依然として、拡大率の相違に伴う歯個々に画像歪があった。
　このように、従来では、拡大率に因る問題は解決されておらず、パノラマ画像全域の最適焦点化は達成されていなかった。このため、従来のパノラマ画像に描出された歯や歯茎から精度の高い読影や診察を行うことは困難である場合が多い。とくに、より正確な長さや距離を求めることは困難であった。このため、インプラント治療などにおいて、インプラント埋設部の位置を精度良く決めるのは難しい。
　これを少しでも補償するために、何らかの基準位置を示すマーカを歯列の所望の位置に設置した状態で撮像し、画像上で基準位置を参照して補正することで精度を保つ方法も知られてはいる。しかし、この場合、撮影と診断の手順が煩雑になる。操作者の操作上の負担も大きいことから、スクリーニングなどの予防的な診察に簡単に適用できる方法ではなかった。したがって、スクリーニングなどの予防的な治療からインプラント治療などの複雑な治療まで幅広く使用できるパノラマ画像へのニーズは極めて高かった。
　また、歯列全体の前後方向における構造を診るには３次元のパノラマ画像が適切である。しかしながら、従来、上述の様々な不都合を解消しつつ、そのようなニーズに適う画像は提供されていなかった。
　本発明は、上記事情に鑑みてなされたもので、撮像部位の実際の状態（位置、形状）を３次元的により高精度に描出した状態で画像全域を最適焦点化し、かつ、拡大率の相違に拠る画像の歪みを殆ど排除した３次元最適焦点画像を提供することができる放射線撮像法を提供することを、その目的とする。
　上述した目的を達成するために、本発明は放射線撮像装置、データ処理装置、放射線を用いた撮像方法、及び、コンピュータ用のプログラムをそのカテゴリとして提供する。
　このうち、放射線撮像装置は、放射線を放出する放射線放出源と、前記放射線が入射したときに当該放射線に対応したデジタル電気量の２次元データをフレーム単位で出力する放射線検出器と、前記放射線放出源と前記放射線検出器の対、当該放射線検出器、又は、対象物を残りの要素に対して移動させる移動手段と、前記移動手段による移動の間に、前記放射線検出器から出力される前記データをフレーム単位で収集するデータ収集手段と、前記データ収集手段により収集された前記データを用いて前記対象物の撮像部位の焦点を最適化し、かつ、当該撮像部位の実際の大きさ及び形状を反映させた３次元最適焦点画像として作成する画像作成手段と、を備えたことを要旨とする。
　また、データ処理装置は、放射線を放出する放射線放出源と、前記放射線が入射したときに当該放射線に対応したデジタル電気量の２次元データをフレーム単位で出力する放射線検出器と、前記放射線放出源と前記放射線検出器の対、当該放射線検出器、又は、対象物を残りの要素対して移動させる移動手段と、前記移動手段による移動の間に、前記放射線検出器から出力される前記データをフレーム単位で収集するデータ収集手段と、を備えたシステムから出力される前記データを処理する装置であり、前記データを入力し格納するデータ格納手段と、前記データ格納手段により格納されている前記データを用いて前記対象物の撮像部位の焦点を最適化し、かつ、当該撮像部位の実際の大きさ及び形状を反映させた３次元最適焦点画像として作成する画像作成手段と、を備えたことを要旨とする。
　さらに、放射線を用いた撮像方法は、放射線源とこの放射線源から放射線が入射したときに当該放射線に対応したデジタル電気量の２次元データをフレーム単位で出力する放射線検出器との対、当該検出器、又は、撮像する対象物を残りの要素に対して相対的に移動させながら、当該移動中に前記放射線検出器から出力される前記データをフレーム単位で収集するデータ収集ステップと、前記データ収集ステップで収集された前記データを用いて前記対象物の撮像部位の焦点を最適化し、かつ、当該撮像部位の実際の大きさ及び形状を反映させた３次元最適焦点画像として作成する画像作成ステップと、を備えたことを要旨とする。
　さらにまた、コンピュータ用のプログラムは、メモリに予め格納され、かつ、当該メモリから読み出し可能なプログラムであって、放射線を放出する放射線放出源と、前記放射線が入射したときに当該放射線に対応したデジタル電気量の２次元データをフレーム単位で出力する放射線検出器と、前記放射線放出源と前記放射線検出器の対、当該検出器、又は、対象物を残りの要素に対して移動させる移動手段と、前記移動手段による移動の間に、前記放射線検出器から出力される前記データをフレーム単位で収集するデータ収集手段と、を備えたシステムから出力される前記データをコンピュータに処理させるプログラムである。このプログラムは、前記コンピュータを、前記データを用いて前記対象物の撮像部位の所望の基準断層面を前記検出器の検出面に投影させた投影画像を基準面画像として再構成するステップと、前記基準断層面に沿う複数の断層面を、当該基準断層面に対向した方向に設定するステップと、前記複数の断層面のそれぞれの画素値を、前記基準断層面の画素値を用いて演算するステップと、前記基準断層面と前記画素値が与えられた前記複数の断層面との画像データを用いて前記撮像部位の最適焦点化されたサンプル位置を同定するステップと、前記同定されたサンプル位置に、前記Ｘ線管から当該各サンプル位置を介して前記検出器を臨む視線上に存在し且つ前記基準面画像の対応するサンプル点の画素値に基づく画素を与えるステップと、前記画素値が付与された前記サンプル位置における前記基準断層面及び前記複数の断層面が有する画素値の周波数特性のパターン認識により前記撮像部位の位置を決定するステップと、前記決定された撮像部位の位置のうちの特異点を除去するステップと、前記特異点が除去された前記撮像部位の位置を繋いで当該撮像部位の実際の大きさ及び形状を反映させた３次元最適焦点画像として作成するステップと、機能的に実行させる。
　以上のように、本発明に放射線撮像装置、データ処理装置、放射線による撮像方法、及びコンピュータ用のプログラムによれば、収集データを用いて対象物の撮像部位の焦点を最適化し、かつ、その撮像部位の実際の大きさ及び形状を反映させた３次元最適焦点画像として作成される。つまり、撮像対象の実際の状態（位置、形状）を３次元的により高精度に描出した状態で画像全域を最適焦点化し、かつ、拡大率の相違に拠る画像の歪みを殆ど排除した３次元最適焦点画像が３次元パノラマ画像を提供される。
図１は、本発明の１つの実施形態に係る放射線撮像装置としてのＸ線によるパノラマ撮像装置の全体構成の概略を示す斜視図。 図２は、実施形態に係るパノラマ撮像装置が対象とする被検体の歯列、その歯列に設定される３Ｄ基準断層面、及びＸ線管と検出器との対が回転するときの回転中心の軌跡を説明する図。 図３は、パノラマ撮像装置におけるＸ線管、３Ｄ基準断層面、及び検出器のジオメトリを説明する斜視図。 図４は、パノラマ撮像装置の電気的な構成の概略を説明するブロック図。 図５は、パノラマ撮像装置のコントローラ及び画像プロセッサが協同して実行する撮像のための処理の概要を示すフローチャート。 図６は、Ｘ線管、３Ｄ基準断層面、回転中心、及び検出器の位置関係を説明する図。 図７は、フレームデータとパノラマ画像の写像位置との関係を説明するグラフ。 図８は、基準パノラマ画像の一例を模式的に示す図。 図９は、基準パノラマ画像にＲＯＩを設定したときの画像の一例を模式的に示す図。 図１０は、画像プロセッサが実行する歯の実在する位置・形状を同定する処理の概要を説明するフローチャート。 図１１は、Ｘ線管と検出器の対の回転中心の変化に伴う３Ｄパノラマ画像上のＺ軸方向の同一位置からＸ線管への投影角度の違いを説明する図。 図１２は、３Ｄ基準画像の一例を模式的に示す図。 図１３は、３Ｄ基準断層面に付加する複数の平行な断層面を説明する斜視図。 図１４は、Ｘ線管と検出器の対の回転中心の変化に伴う、３Ｄパノラマ画像上のＺ軸方向の同一位置からＸ線管へ投影したときの複数の断層面上の位置の違いを説明する図。 図１５（２）と協働して３Ｄ基準画像上の位置毎に最適焦点の断層面を特定する処理を説明する図。 図１５（１）と協働して３Ｄ基準画像上の位置毎に最適焦点の断層面を特定する処理を説明する図。 図１６は、最適焦点位置の特定処理における周波数解析の結果を例示するグラフ。 図１７は、最適焦点位置の特定処理における最適焦点の断層面の位置の一例を示すグラフ。 図１８は、断層面位置に応じて変わる周波数特性パターンを例示するグラフ。 図１９は、歯の実在する位置が３Ｄ基準断層面からずれている状態を説明する図。 図２０は、歯を３Ｄ基準断層面の位置からその実在する位置へシフトさせる状態を拡大率の大小に応じて説明する図。 図２１は、歯を３Ｄ基準断層面の位置からその実在する位置へシフトさせる状態を拡大率の大小に応じて説明する図。 図２２は、歯を３Ｄ基準断層面の位置からその実在する位置へシフトさせる状態を拡大率の大小に応じて説明する図。 図２３は、位置同定位置のために３Ｄ基準画像上の処理点を移動させる処理を説明する斜視図。 図２４は、処理点毎に特定される最適焦点の断層面位置の同定と、その異常な同定を説明する斜視図。 図２５は、最適焦点の断層面位置の同定とスムージングより作成された３Ｄオートフォーカス画像を模式的に示す図。 図２６は、３Ｄオートフォーカス画像を３Ｄ基準断層面に投影する処理の概念を説明する図。 図２７は、３Ｄ基準断層面に投影された画像とそこに設定されたＲＯＩとを模式的に説明する模式図。 図２８は、３Ｄオートフォーカス画像を基準パノラマ画像の２次元の面に投影する処理の概念を説明する図。 図２９は、２Ｄ参照画像とそこに設定されたＲＯＩとを模式的に説明する図。 図３０は、変形例として説明されるランドマークとその使用例を説明する図。 図３１は、各種のランドマークの周波数特性のプロファイルを説明する図。 図３２は、別の変形例として説明されるランドマークとその使用例を説明する図。 図３３は、さらに別の変形例として説明されるランドマークとその使用例を説明する図。
　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１～２９を参照して、本発明に係る３次元位置同定装置、放射線撮像装置、及び放射線を用いた撮像方法の１つの実施形態を説明する。これらの装置及び方法は、本実施形態では、Ｘ線を用いた歯科用のパノラマ撮像装置として実施されているので、以下、このパノラマ撮像装置を詳述する。
　図１に、かかるパノラマ撮像装置１の外観を示す。このパノラマ撮像装置１は、被検体の顎部をＸ線でスキャンし、そのデジタル量のＸ線透過データから顎部に在る３次元構造の歯列の実際の位置（実在位置）を同定し、かつ、その歯列の、後述する拡大率のばらつき（違い）を補償したパノラマ画像を作成する。この基本性能に加え、このパノラマ撮像装置１は、かかるパノラマ画像から更に種々の形態の表示及び計測を行うことができるなど、画期的な性能を提供することができる。また、被検体にとってはＸ線の被曝量を減らすことができ、かつ、操作者にとっては使い勝手の良い撮像装置を提供できる。上述の基本性能を得るには、トモシンセシス法（tomosynthesis）を使用している。
　このパノラマ撮像装置１の構成の概要を説明する。図１に示すように、このパノラマ撮像装置１は、被検体（患者）Ｐからデータを例えば被検体Ｐの立位の姿勢で収集する筐体１１と、この筐体１１が行うデータの収集を制御し、その収集したデータを取り込んでパノラマ画像を作成し、かつ、操作者（医師、技師など）との間でインターラクティブに又は自動的にパノラマ画像の後処理を行うための、コンピュータで構成される制御・演算装置１２とを備える。
　筐体１１は、スタンド部１３と、このスタンド部１３に対して上下動可能な撮影部１４とを備える。撮影部１４は、スタンド部１３の支柱に所定範囲で上下動可能に取り付けられている。
　ここで、説明の便宜のため、パノラマ撮像装置については、スタンド部１３の長手方向、すなわち上下方向をＺ軸とするＸＹＺ直交座標系を設定する。なお、後述する２次元のパノラマ画像については、その横軸方向をｊ軸、縦軸方向をi軸（＝Ｚ軸）と表記する。
　撮影部１４は、側面からみて、略コ字状を成す上下動ユニット２３と、この上下動ユニット２３に回転（回動）可能に支持された回転ユニット２４とを備える。上下動ユニット２３は、スタンド部１３に設置された、図示しない上下駆動機構（例えば、モータ及びラック＆ピニオン）を介して、高さ方向の所定範囲に渡ってＺ軸方向（縦軸方向）に移動可能になっている。この移動のための指令が、制御・演算装置１２から上記上下動駆動機構に出される。
　上下動ユニット２３は、前述したように、その一方の側面からみて略コ字状を成し、上下それぞれの側の上側アーム２３Ａ及び下側アーム２３Ｂと、その上側、下側アーム２３Ａ，２３Ｂを繋ぐ縦アーム２３Ｃとが一体に形成されている。縦アーム２３Ｃが、前述したスタンド部１３に上下動可能に支持されている。このアーム２３Ａ～２３Ｃのうち、上側アーム２３Ａと縦アーム２３Ｃとが協働し撮影空間（実空間）を形成している。上側アーム２３Ａの内部には、回転駆動用の回転駆動機構３０Ａ（例えば、電動モータ及び減速ギヤなど）が設置されている。この回転駆動機構３０Ａは、制御・演算装置１２から回転駆動用の指令を受ける。回転駆動機構３０Ａの出力軸、すなわち電動モータの回転軸は、上側アーム２３Ａから下側（Ｚ軸方向下側）に突出するように配置されており、この回転軸に、回転ユニット２４が回転可能に結合されている。つまり、回転ユニット２４は、上下動ユニット２３に垂下されており、回転駆動機構３０Ａの駆動に付勢されて回転する。
　また、回転駆動機構３０Ａは移動機構３０Ｂに連結している。この移動機構３０Ｂは図示しない電動モータ、ギヤなどから構成されている。この移動機構３０Ｂも、制御・演算装置１２から回転駆動用の指令を受けて動作し、回転駆動機構３０Ａ、すなわち回転ユニット２４をＸＹ面に沿って移動可能に構成されている。これにより、後述するＸ線管及び検出器の対の回転中心の軌跡を、ＸＹ面に沿った所定範囲において２次元的に一定軌道に沿って移動させることができる。
　一方、下側アーム２３Ｂは、上側アーム２３Ａと同一方向に所定長さを有して延設されており、その先端部にチンレスト２５が形成されている。このチンレスト２５には、バイトブロック２６（または単にバイトと呼ばれる）が着脱自在に取り付けられる。被検体Ｐは、このバイトブロック２６を咥える。このため、チンレスト２５及びバイトブロック２６が被検体Ｐの口腔部の固定機能を果たす。
　回転ユニット２４は、その使用状態において、その一方の側面からみて略コ字状に形成された外観を有し、その開放端側を下側に向けて回転自在に上側アーム２３Ａのモータ出力軸に取り付けられている。詳しくは、横方向、すなわちＸＹ平面内で略平行に回転（回動）する横アーム２４Ａと、この横アーム２４Ａの両端部から下方（Ｚ軸方向）に伸びた左右の縦アーム（第1の縦アーム、第２の縦アーム）２４Ｂ，２４Ｃとを一体に備える。この横アーム２４及び左右の第1、第２アーム２４Ｂ，２４Ｃは撮影空間（実空間）に位置し、制御・演算装置１２の制御下で駆動及び動作するようになっている。
　第1の縦アーム２４Ｂの内部の下端部に放射線放出源としてのＸ線管３１が装備されている。このＸ線管３１は、例えば回転陽極Ｘ線管で構成されており、そのターゲット（陽極）からＸ線を第２の縦アーム２４Ｃに向けて放射状に放射させる。このターゲットに衝突させる電子線の焦点は、径０．５ｍｍ～１ｍｍ程度と小さく、したがって、このＸ線管３１は点状のＸ線源を有する。Ｘ線管３１のＸ線出射側には、検出器３２に入射する、比較的に細いビーム状のＸ線を実際の収集用の窓（例えば５．０ｍｍ幅の窓）に絞るスリット状のコリメータ３３が装着されている。なお、放射線放出源を構成する要素には、このコリメータ３３を含めてもよい。
　一方、第２の縦アーム２４Ｃの内部の下端部に放射線検出手段としての、Ｘ線検出素子を２次元状（例えば、６４×１５００のマトリクス状）に配置したデジタル形Ｘ線検出器３２が装備されており、この入射窓から入射するＸ線を検出する。この検出器３２は、一例として、ＣｄＴｅで作られた、縦長形の検出面（例えば、横６．４ｍｍ×縦１５０ｍｍ）を有している。なお、本実施形態はトモシンセシス法を採用しているため、検出器３２はその横（幅）方向にも複数のＸ線検出素子を持つことが必須である。
　この検出器３２は、その縦方向をＺ軸方向に一致させて縦方向に配置される。この検出器３２の横方向の有効幅は、前述したコリメータ３３によって例えば約５．０ｍｍに設定される。この検出器３２は、例えば３００ｆｐｓのフレームレート（１フレームは、例えば、６４×１５００画素）で入射Ｘ線を、当該Ｘ線の量に応じたデジタル電気量の画像データとして収集することができる。以下、この収集データを「フレームデータ」と呼ぶ。
　撮影時には、Ｘ線管３１及び検出器３２は、被検体Ｐの口腔部を挟んで互いに対峙するように位置し、その対毎、一体に口腔部の周りを回転するように駆動される。ただし、この回転は単純な円を画く回転ではない。つまり、Ｘ線管３１及び検出器３２の対は、その対の回転中心ＲＣが、図２に示す如く、略馬蹄形の歯列の内側で円弧を２つ繋いだような山形状の一定の軌道を画くように回転駆動される。この一定の軌道は、口腔部の標準的な形状及びサイズな歯列に沿った断層面（以下、３Ｄ基準断層面）ＳＳにＸ線焦点を合わせ且つその３Ｄ基準断層面ＳＳを追従するように予め設計された軌道である。この３Ｄ基準断層面ＳＳにＸ線焦点を追従させる際、Ｘ線管３１及び検出器３２は３Ｄ基準断層面ＳＳからみたときに必ずしも同一の角速度で回転するわけではない。つまり、この回転は、「歯列に沿った移動」とも呼ぶことができる回転であって、角速度を適宜に変えながら回転している。
　ところで、Ｘ線管３１及び検出器３２は被検体Ｐの口腔部を挟んで対峙するように位置しながら移動する必要がある。しかしながら、その対峙状態は、必ずしもＸ線管３１及び検出器３２は必ずしも正対することを要求するものではない。装置の設計の都合によっては、Ｘ線管３１と検出器３２は互いに独立して回転移動し、被検体Ｐの口腔部を挟みながらも、Ｘ線照射が斜めになる回転位置を含むようにしてもよい。
　３Ｄ基準断層面ＳＳをＺ軸方向から見たときのＸＹ面上の軌跡は、上述したように、略馬蹄形を成すもので、図２に一例を示す。この３Ｄ基準断層面ＳＳの軌跡は、例えば文献「R. Molteni, “A universal test phantom for dental panoramic radiography” MedicaMudi, vol. 36, no.3, 1991」によっても知られている。この３Ｄ基準断層面ＳＳの空間位置情報は予めＲＯＭ６１に格納してある。
　なお、この３Ｄ基準断層面ＳＳは、このように公知の面に設定してもよいが、被検者個人に合わせて予め設定しておいてもよい。そのような設定法として、カメラにより撮影された表面像から作成された所望の３次元断面、ＭＲＩ（磁気共鳴イメージング）装置、ＣＴ（コンピュータトモグラフィ）スキャナ、又は超音波診断装置を含む医用モダリティにより撮影された被検者の所望の３次元断面、又は、当該医用モダリティにより撮像された当該被検者の３次元データから決めた所望の３次元断面の何れかであってもよい。これらの３Ｄ基準断層面ＳＳは公知の手法を使って設定し、予めＲＯＭ６１に格納しておけばよい。
　Ｘ線管３１、３Ｄ基準断層面ＳＳ、検出器３２、回転軸ＡＸｚ、及び、この回転軸ＡＸｚが貫く回転中心ＲＣの幾何学的な位置関係は図３に示すようになる。３Ｄ基準断層面ＳＳは検出器３２の入射口（Ｘ線検出面Ｌdet：図６参照）に平行であり、Ｚ軸方向に沿った湾曲した断面であって２次元に展開したときには細長い矩形状の断面として設定されている。
　図４に、このパノラマ撮像装置の制御及び処理のための電気的なブロック図を示す。同図に示す如く、Ｘ線管３１は高電圧発生器４１及び通信ライン４２を介して制御・演算装置１２に接続され、検出器３２は通信ライン４３を介して制御・演算装置１２に接続されている。高電圧発生器４１は、スタンド部１３、上下動ユニット２３、又は回転ユニット２４に備えられ、制御・演算装置１２からの制御信号により、Ｘ線管３１に対する管電流及び管電圧などのＸ線曝射条件、並びに、曝射タイミングのシーケンスに応じて制御される。
　制御・演算装置１２は、例えば大量の画像データを扱うため、大容量の画像データを格納可能な、例えばパーソナルコンピュータで構成される。つまり、制御・演算装置１２は、その主要な構成要素して、内部バス５０を介して相互に通信可能に接続されたインターフェース５１，５２，６２、バッファメモリ５３、画像メモリ５４、フレームメモリ５５、画像プロセッサ５６、コントローラ（ＣＰＵ）５７、及びＤ／Ａ変換器５９を備える。コントローラ５７には操作器５８が通信可能に接続され、また、Ｄ／Ａ変換器５９はモニタ６０にも接続されている。
　このうち、インターフェース５１，５２はそれぞれ高電圧発生器４１、検出器３２に接続されており、コントローラ５７と高電圧発生器４１、検出器３２との間で交わされる制御情報や収集データの通信を媒介する。また、別のインターフェース６２は、内部バス５０と通信ラインとを結ぶもので、コントローラ５７が外部の装置と通信可能になっている。これにより、コントローラ５７は、外部に在る口内Ｘ線撮影装置により撮影された口内画像をも取り込めるとともに、本撮影装置で撮影したパノラマ画像を例えばＤＩＣＯＭ（Digital Imaging and Communications in Medicine）規格により外部のサーバに送出できるようになっている。
　バッファメモリ５３は、インターフェース５２を介して受信した、検出器３２からのデジタル量のフレームデータを一時的に記憶する。
　また、画像プロセッサ５６は、コントローラ５７の制御下に置かれ、装置側が提供する所定の３Ｄ基準断層面のパノラマ画像の作成及びそのパノラマ画像の後利用のための処理を操作者との間でインターラクティブに実行する機能を有する。この機能を実現するためのプログラムは、ＲＯＭ６１に予め格納されている。このため、このＲＯＭ６１は、本発明に係るプログラムを格納する記録媒体として機能する。なお、このプログラムは予めＲＯＭ６１に格納しておいてもよいが、場合によっては、外部システムから通信回線や持ち運び可能なメモリを介して、図示しないＲＡＭなどの記録媒体にインストールするようにしてもよい。
　上述した３Ｄ基準断層面は、本実施形態では、装置側で予め用意されている。なお、３Ｄ基準断層面は、装置側で予め用意された複数の断層面から撮影前に選択するようにしてもよい。つまり、３Ｄ基準断層面としての固定した断面であることには変わりは無いが、かかる選択動作によって、３Ｄ基準断層面の位置を、歯列の奥行き（前後）方向の一定範囲で変更可能にしてもよい。
　画像プロセッサ５６により処理される又は処理途中のフレームデータ及び画像データは画像メモリ５４に読出し書込み可能に格納される。画像メモリ５４には、例えばハードディスクなどの大容量の記録媒体（不揮発性且つ読出し書込み可能）が使用される。また、フレームメモリ５５は、再構成されたパノラマ画像データ、後処理されるパノラマ画像データなどを表示するために使用される。フレームメモリ５５に記憶される画像データは、所定周期でＤ／Ａ変換器５９に呼び出されてアナログ信号に変換され、モニタ６０の画面に表示される。
　コントローラ５７は、ＲＯＭ６１に予め格納されている制御及び処理の全体を担うプログラムに沿って、装置の構成要素の全体の動作を制御する。かかるプログラムは、操作者からそれぞれに制御項目についてインターラクティブに操作情報を受け付けるように設定されている。このため、コントローラ５７は、後述するように、フレームデータの収集（スキャン）などを実行可能に構成されている。
　このため、患者は、図１に示すように、立位又は座位の姿勢でチンレスト２５の位置に顎を置いてバイトブロック２６を咥えるともに、ヘッドレスト２８に額を押し当てる。これにより、患者の頭部（顎部）の位置が回転ユニット２４の回転空間のほぼ中央部で固定される。この状態で、コントローラ５７の制御の元、回転ユニット２４が患者頭部の周りをＸＹ面に沿って、及び／又は、ＸＹ面にオブリークな面に沿って回転する（図１中の矢印参照）。
　この回転の間に、コントローラ５７からの制御の元で、高電圧発生器４１が所定周期のパルスモードで曝射用の高電圧（指定された管電圧及び管電流）をＸ線管３１に供給させ、Ｘ線管３１をパルスモードで駆動させる。これにより、Ｘ線管３１から所定周期でパルス状のＸ線が曝射される。このＸ線は、撮影位置に位置する患者の顎部（歯列部分）を透過して検出器３２に入射する。検出器３２は、前述したように、非常に高速のフレームレート（例えば３００ｆｐｓ）で入射Ｘ線を検出し、対応する電気量の２次元のデジタルデータ（例えば６４×１５００画素）をフレーム単位で順次出力する。このフレームデータは、通信ライン４３を介して、制御・演算装置１２のインターフェース５２を介してバッファメモリ５３に一時的に保管される。この一時保管されたフレームデータは、その後、画像メモリ５３に転送されて保管される。
　このため、画像プロセッサ５６は、画像メモリ５３に保管されたフレームデータを用いて３Ｄ基準断層面ＳＳに焦点を当てた断層像をパノラマ画像（基準パノラマ画像）として再構成（作成）する。つまり、この基準パノラマ画像は、「３Ｄ基準断層面ＳＳに歯列が存在していると仮定したときのパノラマ画像」であると定義される。また、この画像プロセッサ５６は、この基準パノラマ標準画像を用いて基準３次元（３Ｄ）画像及び３次元（３Ｄ）オートフォーカス画像を作成するなどの処理を行う。この処理の概要を図５に示す。３Ｄ基準画像は、「３Ｄ基準断層面ＳＳに歯列が存在していると仮定したとき３次元画像」として定義される。３Ｄオートフォーカス画像は、「３Ｄ基準画像からフレームデータ又は基準パノラマ画像のデータを用いて歯列を自動的に最適焦点化した表面画像（擬似的な３Ｄ表面画像）」として定義される。つまり、この３Ｄオートフォーカス画像は、ボケが少なく、かつ、歯列の実在位置及びその実際のサイズを精度良く表現した最適焦点化された表面画像である。
　とくに、３Ｄオートフォーカス画像は、被検体個々によって異なることが殆どであるという事実を考慮した画像である。実際問題として、個々の被検体の歯列は３Ｄ基準断層面ＳＳ（図６参照）に沿っていることは無く、３Ｄ基準断層面ＳＳから部分的に又は全体的にずれていたり、その面から傾いていたりする。このため、３Ｄオートフォーカス画像は、個々の被検体の歯列の実際の３次元空間位置・形状を自動的に且つ精度良く同定するとともに、その同定結果から実際の歯列形状を自動的に描出することで作成される。
　Ｘ線管３１（点状のＸ線源として機能する）から照射されたＸ線は被検体Ｐの口腔部を透過して、Ｚ軸方向に一定の長さを有する縦長の検出器３２により検出される。このため、Ｘ線の照射方向は図３，６に示すようにオブリークになる。したがって、歯の実際の大きさとその歯の陰影が検出器３２のＸ線入射面Ｌdetに作る投影像の大きさとの比（本実施例では、この比を「拡大率」という）は、回転中心ＲＣの位置に応じて変化する。つまり、図６の例（但し、歯の高さのみについて説明する例）で言えば、歯の実際の高さＰ1realとＸ線入射面Ｌdet上の高さＰ1detとの比が回転中心ＲＣの位置に応じて変わる。この回転中心ＲＣの位置は、図２に例示する如く、１回のスキャン（データ収集）の間に変化するように、その軌道が予め設定されている。この理由は以下のようである。図６に示すように、Ｘ線管３１と検出器３２との間の距離Ｄallは一定に保持され、かつ、回転中心ＲＣからＸ線管３１及び検出器３２に至る距離Ｄ１，Ｄ２も一定に保持される。その一方で、３Ｄ基準断層面ＳＳに焦点を合わせたスキャンを行うため、１回のスキャンの間に、回転中心ＲＣの位置の軌道は、馬蹄形状に湾曲している歯列に対して、一例として前述のように山形状（図２参照）に変化するように設計されている。
　具体的には、回転中心ＲＣから３Ｄ基準断層面ＳＳまでの距離Ｄ３と検出器３２から３Ｄ基準断層面ＳＳまでの距離Ｄ４（Ｄ３＋Ｄ４＝Ｄ２）とがスキャンが進むにつれて変化する。これに応じて、回転中心ＲＣは歯列に近づいたり遠ざかったりするので、Ｘ線管３１も歯列に近づいたり遠ざかったりする。Ｘ線管３１のＸ線源は点状と見做されるので、高さについて言えば、同一高さの歯であっても、Ｘ線管３１が歯列に近いほど検出面Ｌdetへの投影像は大きくなる。すなわち、拡大率は大きい。図２の例で言えば前歯をスキャンするときの方が臼歯部をスキャンするときに比べて、回転中心ＲＣが歯列に近くなり、その分、拡大率は大きくなる。例えば、図２で言えば、前歯部をスキャンする、例えばＸ線照射方向０°のときの距離ｄ１は、臼歯部をスキャンする、例えばＸ線照射方向６０°、７５°のときの距離ｄ２、ｄ３に対して、ｄ１＜ｄ２、ｄ１＜ｄ３、ｄ２＜ｄ３の関係にある。図２に示す回転中心ＲＣの軌跡はあくまで一例であるが、この回転中心ＲＣが歯列に近づいて遠ざかることは、３Ｄ基準断層面ＳＳに焦点を合わせてスキャンするパノラマ撮像装置の場合、通常、当てはまる事項である。
　このように拡大率は歯列のどこの歯の部分をスキャンするかによって変わるので、口腔部の構造や時系列的な変化を定量的に解析しようとするときに重大な障害になる。
　これに加えて、上述した拡大率の問題は歯列が３Ｄ基準断層面ＳＳに沿っているものと仮定して説明したが、実際はそうではないことが殆どである。被検体の実際の歯列は、その全体にせよ部分的にせよ、３Ｄ基準断層面ＳＳの位置には無いことが殆どあるので、撮像にはそのことも考慮しなければならない。
　従来のパノラマ画像は、上述した拡大率に因る問題及び実際の歯列の３Ｄ基準断層面ＳＳからのずれを考慮しないで作成されている。このため、従来のパノラマ画像から定量的な構造解析は非常に困難であり、被検体毎の様々な形状や位置にある歯列であっても、また、同一被検体の歯列の中の歯の位置の如何に関わらず、高精度に撮像できるパノラマ撮像装置が望まれていた。
　そこで、本実施例に係るパノラマ撮像装置は、同一の歯列であっても拡大率がその部分毎に異なることに因る画像の歪みを解消しつつ、実際の被検体の歯列の３次元空間位置（形状を含む）を自動的に且つ精度良く同定することを特徴の一つとしている。これにより、従来には無い極めて位置（形状）の同定精度の高い３次元パノラマ画像を提供することができる。
　本実施例では、断層面の画像を得るためにトモシンセシス法（tomosynthesis）を用いている。つまり、スキャンによって一定レートで収集されるフレームデータ（画素データ）のうち、３次元３Ｄ基準断層面のＸＹ面に投影される軌跡の各位置について定まる複数のフレームデータを、その位置に応じた量だけ互いにシフトさせて相互加算する処理（シフト＆アッド）を用いられる。このため、本実施例で言う「最適焦点」とは、「焦点が一番合っている、焦点ボケが少ない」という意味であり、注目する部位がそれ以外の部位よりも解像度が良い、又は、画像の全体の解像度がより高いことを言う。
　基準パノラマ画像が作成されと、そのデータは画像メモリ５４に保管されるともに、モニタ６０に適宜な態様で表示される。このうち、表示態様などについて、操作器５８から与える操作者の意思が反映される。
　（画像処理）
　続いて、図５を用いて、コントローラ５７及び画像プロセッサ５６により協働して実行される処理を説明する。この処理には、上述したように、スキャンによりデータ収集、プレ処理としての基準パノラマ画像の再構成、並びに、メインの処理としての３次元オートフォーカス画像（表面画像）の作成及びその３次元オートフォーカス画像を用いた各種態様に応じた表示や計測などが含まれる。
　＜データ収集及び基準パノラマ画像の再構成＞
　まず、コントローラ５７は、被検体Ｐの位置決めなど撮影の準備が済むと、コントローラ５７は、３Ｄ基準断層面ＳＳの位置情報をＲＯＭ６１から読み出す（ステップＳ０）。この３Ｄ基準断層面ＳＳは前述したように、統計的に定めた断面であってもよいし、被検者各人から予め設定しておいた断面であってもよい。
　次いで、コントローラ５７は、操作器５８を介して与えられる操作者の指示に応答し、データ収集のためのスキャンを指令する（ステップＳ１）。これにより、回転駆動機構３０Ａ、移動機構３０Ｂ、及び、高電圧発生器４１が予め設定されている制御シーケンスに沿って駆動する。このため、Ｘ線管３１及び検出器３２の対を被検体Ｐの顎部の周囲に回転させながら、その回転動作の間に、Ｘ線管３１にパルス状（又は連続波）のＸ線を所定周期で（又は連続的に）曝射させる。このとき、Ｘ線管３１及び検出器３２の対は、前述したように３Ｄ基準断層面ＳＳ（図６参照）を最適焦点化するように所定の駆動条件の下で回転駆動される。この結果、Ｘ線管３１から曝射されたＸ線は被検体Ｐを透過して検出器３２により検出される。したがって、前述したように、検出器３２から例えば３００ｆｐｓのレートでＸ線透過量を反映したデジタル量のフレームデータ（画素データ）が出力される。このフレームデータはバッファメモリ５３に一時保管される。
　このスキャンの指令が済むと、処理の指示は画像プロセッサ５６に渡される。画像プロセッサ５６は、３Ｄ基準断層面ＳＳの空間位置に対応したトモシンセシス法に基づくシフト＆アッドに拠り基準パノラマ画像ＰＩstを再構成するとともに、その再構成した画像の各画素値を記憶する（ステップＳ２）。なお、この再構成処理において、従来と同様に、前歯の中心で縦横の拡大率の比が同じになるように係数を掛ける処理も実行される。
　この再構成の仕方は公知ではあるが、若干説明しておく。この再構成に使用するフレームデータのセットは、例えば図７に示すパノラマ画像の横方向の写像位置とその写像位置の画像を作成するために相互加算するフレームデータのセットとの関係を示す写像特性から求められる。この写像特性を示す曲線は、フレームデータ方向（横軸）において両サイドの臼歯部に応じて傾斜が急な両曲線部分と前歯部に応じて傾斜が臼歯部のそれよりも緩やかな曲線部分とから成っている。この投影特性上で、図示の如く、パノラマ画像の横方向における所望の写像位置を指定する。これに応じて、その写像位置の画像を作成するために使用するフレームデータのセットとそのシフト量（重ね合わせの程度：つまり傾斜度）が求められる。そこで、それらのフレームデータ（画素値）をその指定したシフト量を以ってシフトさせながら相互に加算して、指定した写像位置（範囲）の縦方向の画像データを求める。パノラマ画像の横方向の全範囲に亘って、上記写像位置の指定とシフト＆アッドを行うことにより、３Ｄ基準断層面ＳＳに焦点を当てたときの基準パノラマ画像ＰＩstが再構成される。
　画像プロセッサ５６は次いで、この基準パノラマ画像ＰＩstをモニタ６０に表示させる（ステップＳ３）。この基準パノラマ画像ＰＩstの例を図８に模式的に示す。
　この基準パノラマ画像ＰＩstは、フレームデータをシフトさせながら相互に加算した画像であるので、矩形状の２次元画像である。拡大率について言えば、前歯の中心で縦横の拡大率の比が同じになるように係数を掛ける処理を行っているので、従来と同様に、拡大率に因る前歯部の縦横の画像歪はある程度改善されている。しかし、臼歯部に進むにつれて歯の縦横比は崩れてくる。つまり、臼歯部の歯は実寸より縮んで描出される。従来は、多くの場合、このような歪が在るパノラマ画像で我慢していた。
　＜基準パノラマ画像上でのＲＯＩ設定＞
　次いで、画像プロセッサ５６は操作者から操作器５８を使って基準パノラマ画像ＰＩstにＲＯＩ（関心領域）が設定するか否かを判断する（ステップＳ４）。ここで設定するＲＯＩは、読影者が特に関心を寄せる例えば矩形状の部分領域である。勿論、ＲＯＩは必ずしも矩形でなくてもよい。なお、このＲＯＩは、後述するオートフォーカスにより作成したパノラマ画像について設定してもよく、この処理も後述される。
　このステップＳ４の判断がＹＥＳとなると、画像プロセッサ５６は操作者の操作情報に基づいて基準パノラマ画像ＰＩstにＲＯＩを設定する（ステップＳ５）。次いで、ＲＯＩにより設定された部分領域の部分画像を切り出し、その部分画像を例えば拡大して表示する（ステップＳ６）。この部分画像は、例えば図９に示すように、元の基準パノラマ画像ＰＩstに重畳して表示される。また、この１つ以上の部分画像を上歯、下歯の歯列の模式的に表すようにブロックを所定順に並べた、いわゆるテンプレートに収めるように表示してもよい。
　次いで、画像プロセッサ５６は処理を終了させるか否かを判断する。この判断は操作者からの所定の操作情報が有るか否かによる（ステップＳ７）。未だ処理を終了させないと判断した場合（ステップＳ７、ＮＯ）、ステップＳ４まで戻って上述した処理を繰り返す。一方、処理終了の判断ができた場合、図５に示す処理を終了させる。
　一方、画像プロセッサ５６は、ステップＳ４の判断でＮＯとなる場合、すなわちＲＯＩを設定しないと判断した場合、次の判断に移行する。つまり、メインの処理としての３Ｄオートフォーカス画像を作成するか否かを、操作者の操作情報から判断する（ステップＳ８）。この作成も行わないと判断した場合（ステップＳ８、ＮＯ）、ステップＳ７に戻って処理終了か否かを前述と同様に判断する。
　＜最適焦点の断面位置の特定＞
　これに対して、３Ｄオートフォーカス画像を作成すると判断した場合（ステップＳ８、ＹＥＳ）、ステップＳ９のサブルーチン処理に移行する。このステップＳ９で実行される処理は、本発明の特徴の一つを成すもので、Ｚ軸方向にオブリークなＸ線照射方向に起因した歯列のサイズの歪みを補正しながら行なう、自動的な歯列の実存位置・形状の同定処理である。
　この実在位置・形状の同定のためのサブルーチン処理を図１０に示す。
　まず、画像プロセッサ５６は、Ｘ線照射方向を考慮して３Ｄ基準断層面ＳＳの画像を作成する（ステップＳ５１）。具体的には、基準パノラマ画像ＰＩst（矩形）を３Ｄ基準断層面ＳＳ（湾曲面）に平行な湾曲面に座標変換して３Ｄパノラマ画像を作成する。そして、この３Ｄパノラマ画像の画素それぞれをＸ線照射方向ＤＲｘに沿って３Ｄ基準断層面ＳＳに、断層面変更の演算によりフレームデータを求め、これを座標変換することで投影し、その湾曲した３Ｄ基準断層面ＳＳの投影画像を作成する。この投影像の画素値は画像メモリ５４に保管される。
　ここで行われる投影は、図１１に説明するように、回転中心ＲＣ（ＲＣ１、ＲＣ２）の位置、すなわちＸ線管３１の位置に向けたオブリークな投影方向に沿って行われる。図１１の例で言えば、３Ｄパノラマ画像上の高さ方向（Ｚ軸方向）における同じ位置Ｐｎの画素であっても、Ｘ線管３１の位置の違いによって３Ｄ基準断層面ＳＳの画像上の異なる位置ＳＳ１、ＳＳ２に投影される。
　この投影処理により作成される投影画像を３Ｄ基準画像ＰＩrefと呼ぶことにする。この３Ｄ基準画像ＰＩrefは、基準パノラマ画像ＰＩstの位置毎に、前述した拡大率を考慮した斜め方向の投影によって作成されている。前歯部の歯の拡大率が大であったものが、その拡大は上述の投影により実サイズに是正され、一方、臼歯部の歯の拡大率が小であったものが、その拡大も上述の投影よりに実サイズに是正される。このため、３Ｄ基準画像ＰＩrefは歯の実寸で表示された画像であり、スキャン中に回転中心ＲＣが移動することによる拡大率の大小による歪が除去された画像である。ただし、この３Ｄ基準画像ＰＩrefは歯列が３Ｄ基準断層面ＳＳに沿って存在すると仮定したときの画像でもある。被検体Ｐの実際の歯は３Ｄ基準断層面ＳＳに沿っていることは稀であるので、後述する更なる実在位置の同定処理が必要になる。
　画像プロセッサ５６は、その３Ｄ基準画像ＰＩrefをモニタ６０に表示させ、操作者の参照に供する（ステップＳ５２）。この様子を図１２に示す。
　この後、画像プロセッサ５６は、３Ｄ基準断層面ＳＳに、その面に平行な複数の湾曲した断層面を付加する（ステップＳ５３）。この様子を図１３に示す。同図には、３Ｄ基準断層面ＳＳのＸ線照射方向ＤＲｘ（歯列の奥行き方向）の前後それぞれに複数の断層面が付加されている。一例として、３Ｄ基準断層面ＳＳの前側に複数の断層面ＳＦｍ～ＳＦ１を間隔Ｄ１（例えば０．５ｍｍ）で設定し、その後側に複数の断層面ＳＲ１～ＳＲｎを間隔Ｄ２（例えば０．５ｍｍ）で設定している。間隔Ｄ１、Ｄ２は同じであっても、互いに相違していてもよい。また、付加する断層面は、３Ｄ基準断層面ＳＳの前後に１枚ずつ（ｍ、ｎ＝１）であってもよいし、前後の何れかに１枚又は複数枚であってもよい。
　なお、この仮想的に付加する断層面ＳＦｍ～ＳＦ１、ＳＲ１～ＳＲｎの位置データは、３Ｄ基準断層面ＳＳの位置データと共に予めＲＯＭ６１に格納されているので、これを画像プロセッサ５６のワークエリアに読み出すことで、かかる付加が実行される。断層面ＳＦｍ～ＳＦ１、ＳＳ、ＳＲ１～ＳＲｎの高さはＸ線照射方向ＤＲｘの最大の傾きと歯列の高さとを考慮して適宜に設定されている。また、同定処理の都度、付加する断層面の位置（間隔Ｄ１、Ｄ２）及び枚数をインターラクティブに変更するようにしてもよい。
　次いで、画像プロセッサ５６は、ステップＳ５１で行ったと同様に、Ｘ線照射方向ＤＲｘの角度を考慮して、基準パノラマ画像ＰＩstを、付加した断層面ＳＦｍ～ＳＦ１、ＳＲ１～ＳＲｎそれぞれに、断層面変更の演算によりフレームデータを求めて、これを座標変換することで投影する（ステップＳ５４）。この結果、付加断層面ＳＦｍ～ＳＦ１、ＳＲ１～ＳＲｎそれぞれの投影画像が作成される。これらの投影像の画素値は画像メモリ５４に保管される。
　ここで作成される投影画像を３Ｄ付加画像ＰＩsfm …, ＰＩsf1, ＰＩsr1, …, ＰＩsrnと呼ぶ。これらの３Ｄ付加画像ＰＩsfm, …, ＰＩsf1, ＰＩsr1, …, ＰＩsrnも、それぞれ、基準パノラマ画像ＰＩstの位置毎に、前述した拡大率を考慮した斜め方向の投影によって作成されている。これを図１４の例で言えば、３Ｄパノラマ画像上の高さ方向（Ｚ軸方向）における同じ位置Ｐｎの画素であっても、Ｘ線管３１の位置の違いによって３Ｄ付加画像ＰＩsfm, …, ＰＩsf1, ＰＩsr1, …, ＰＩsrnそれぞれの上で異なる位置に投影される。
　このため、これらの３Ｄ付加画像ＰＩsfm, …, ＰＩsf1, ＰＩsr1, …, ＰＩsrnも歯の実寸で表示された画像であり、スキャン中に回転中心ＲＣが移動することによる拡大率の大小による歪が除去された画像である。ただし、これらの３Ｄ付加画像ＰＩsfm, …, ＰＩsf1, ＰＩsr1, …, ＰＩsrnは歯列がそれぞれの付加断層面ＳＦｍ～ＳＦ１、ＳＲ１～ＳＲｎに沿って存在すると仮定したときの画像でもある。
　なお、この作成された複数枚の３Ｄ付加画像ＰＩsfm, …, ＰＩsf1, ＰＩsr1, …, ＰＩsrnはそのまま３次元画像として、又は、座標変換した上で長方形状の２次元画像としてモニタ６０に表示させるようにしてもよい。
　この後、画像プロセッサ５６は３Ｄ基準画像ＰＩref、すなわち３Ｄ基準断層面ＳＳにおける初期位置Ｐ(x、y、z）＝Ｐ(0,0,0)を指定する（ステップＳ５５：図１５（Ａ）参照）。これが済むと、３Ｄ基準画像ＰＩrefにおいて、指定した位置Ｐ（ｘ、ｙ、ｚ）を中心とする一定長さの線分Ｌｃを指定する（ステップＳ５６：図１５（Ｂ）参照）。この線分Ｌｃは２ｎ個（ｎ＝１，２，３、…；例えば１２８）分の画素に相当する長さを有する。なお、線分Ｌｃは湾曲する３Ｄ基準断層面ＳＳの一部に沿って湾曲していてもよいし、直線と見做せる範囲で設定してもよい。
　次いで、画像プロセッサ５６は、指定された線分Ｌｃ（ｘ、ｙ、ｚ）の画像上の上下に複数本の同一長さの線分Ｌaddを仮想的に付加する（ステップＳ５７：図１５（Ｃ）参照）。
　さらに、上述した線分Ｌ及び複数の線分Ｌaddのそれぞれを構成する２ｎ個分の画素それぞれの画素値Ｐijを画像メモリ５４から読み出し、これを各線分に割り当てる（ステップＳ５８）。この画素値Ｐijは、前述したステップＳ５１，Ｓ５４で既に取得して保管していた値である。
　次いで、複数の線分Ｌ及びＬaddの対応する画素の画素値Ｐij同士を加算して、線分Ｌｃ（ｘ、ｙ、ｚ）を構成する周波数解析用の２ｎ個の画素値Ｐij ＊を求める（ステップＳ５９：図１５（Ｄ）参照）。この加算より、線分Ｌ（ｘ、ｙ、ｚ）の元の画素値に統計的ノイズが混入している場合でも、その画素値の変化について後述する周波数解析を行なうときの統計的ノイズを低減させることができる。
　次いで、画像プロセッサ５６は、付加した３Ｄ付加画像ＰＩsf1, …, ＰＩsf1, ＰＩsr1, …, ＰＩsrnのそれぞれにおいて、上述の３Ｄ基準画像ＰＩref上で現在指定されている線分Ｌｃ(x、y、z)が、現在指定されている位置Ｐ(x,y,z）を通るＸ線照射方向ＤＲｘにおいて対向する線分Ｌfm～Ｌf1、Ｌr1～Ｌrnの位置を特定する（ステップＳ６０：図１５（Ｅ）参照）。このとき、線分Ｌｃの現在の中心位置Ｐ(x,y,z)及びその長さ、並びに、スキャン中のＸ線管３１の回転位置が分っているので、線分Ｌｃの両端とＸ線管３１との結んでできる、Ｚ軸方向から見たときに扇状となるＸ線照射範囲ＲＡを演算できる。このため、位置Ｐ(x、y、z)が指定されれば、そのＸ線照射範囲ＲＡに位置する線分Ｌｆｍ～Ｌf1、Ｌr1～Ｌrnの位置を特定できる。
　なお、３Ｄ基準画像ＰＩref上に位置Ｐ(x,y,z)を指定するステップＳ６０の処理は全部の位置指定が終わるまで繰り返される。このため、実効的には、仮想した断層面ＳＦｍ～ＳＦ１、ＳＳ、ＳＲ１～ＳＲｎを、位置が遠近するＸ線管３１から照射されたＸ線は範囲Ｈ１～Ｈ２（Ｚ軸方向の範囲）で扇形に透過していることになる（図１５（Ｆ））。このため、断層面ＳＦｍ～ＳＦ１、ＳＳ、ＳＲ１～ＳＲｎそのものを、その高さがスキャン方向毎に変わり且つ互いに平行な略馬蹄形の断面にとして設定してもよい。
　上述のように線分Ｌfm～Ｌf1、Ｌr1～Ｌrnが決まると、画像プロセッサ５６は、それらの線分の画素値Ｐij ＊を画像メモリ５４から読み出す（ステップＳ６１）。
　図１５（Ｅ）に示すように、Ｘ線管３１は点源であるから、Ｘ線照射範囲ＲＡは扇状（Ｚ軸方向から見たときに）になっている。このため、線分Ｌfm～Ｌf1、Ｌr1～Ｌrnそれぞれの画素数は２ｎ個からずれてしまっている。そこで、画像プロセッサ５６は、付加した線分Ｌｆｍ～Ｌｆ１、Ｌｒ１～Ｌrnの画素数が基準となる線分Ｌｃ(x、y、z）の画素数２ｎ個と同じになるように、線分Ｌfm～Ｌf1、Ｌr1～Ｌrnそれぞれに画素数に間隔Ｄ１，Ｄ２に応じた係数を掛ける（ステップＳ６２）。したがって、図１５（Ｇ）に模式的に示すように、全ての線分Ｌfm～Ｌf1、Ｌｃ、Ｌr1～Ｌrnは互いに平行で且つ同一の２ｎ個の画素から構成される。
　この後、画像プロセッサ５６は、準備された全て線分Ｌf1～Ｌfm、Ｌｃ、Ｌr1～Ｌrnの画素の値の変化を周波数解析する（ステップＳ６３）。この結果、線分Ｌf1～Ｌfm、Ｌ、Ｌr1～Ｌrnそれぞれについて、図１５（Ｈ）に示すように、横軸に周波数及び縦軸にフーリエ係数（振幅値）とする解析結果が得られる。
　なお、この周波数解析には高速フーリエ変換（ＦＦＴ）を用いているが、ウェーブレット変換を用いてもよい。また、そのような周波数解析法に代えて、エッジ描出のための一次微分演算を行うソーベルフィルタを用いて等価な処理を行ってもよい。このフィルタを使用する場合、エッジの最大になる断層面の位置を最適焦点位置と見做すことができる。
　次いで、全ての線分Ｌf1～Ｌfm、Ｌｃ、Ｌr1～Ｌrnに対する周波数解析の結果からノイズを除去する（ステップＳ６４）。図１６には、１つの線分に対する周波数解析特性を例示する。解析した最高周波数の一定範囲の領域の周波数成分の係数は除外し、その残りの高周波数成分の係数を採用する。その理由は、最高周波数側の一定範囲の領域の周波数成分は、ノイズ成分であるためである。
　さらに、画像プロセッサ５６は、それぞれの線分に対する周波数解析特性の係数を線分毎に二乗加算するとともに、その二乗加算値を縦軸とし、かつ、初期位置Ｐ（x,y,z)＝Ｐ(0,0,0)をＸ線照射方向ＤＲｘに貫く複数の断層面ＳＦｍ～ＳＦ１、ＳＳ、ＳＲ１～ＳＲｎ位置を横軸としたプロファイルとして演算する（ステップＳ６５）。このプロファイルの一例を図１７に示す。同図において断面位置とは、複数の断層面ＳＦ１～ＳＦｍ、ＳＳ、ＦＲ１～ＦＲｎのＸ線照射方向ＤＲｘ（歯列の奥行き方向）の位置である。
　図１８には、物質がエナメル質、海綿骨、空気、バイトブロックである場合の複数種のプロファイルＰＲ１，ＰＲ２，ＰＲ３,ＰＲ４の典型的なパターンが例示されている。仮に、現在指定している位置Ｐ(x、y、z)を通るＸ線照射方向ＤＲｘの何れかの位置にエナメル質の物質、すなわち歯が存在している場合、そのプロファイルＰＲ１はシャープなピークを有する。また、かかるＸ線照射方向ＤＲｘに海綿骨が存在している場合、そのプロファイルＰＲ２はなだらかな凸曲線となる。同様に、かかるＸ線照射方向ＤＲｘに空気しか存在している場合、そのプロファイルＰＲ３は特定のピークを持たない傾向を示す曲線となる。さらに、かかるＸ線照射方向ＤＲｘにバイトブロックが存在している場合、そのプロファイルＰＲ４は、２つのシャープなピークを有する。このうち、Ｘ線照射方向ＤＲｘの内側（Ｘ線管の側）に相当するピークがエナメル質の物質に対するピークを示し、外側（検出器の側）に相当するピークがバイトブロックに対するピークを示す。図１８に示すプロファイルＰＲ１～ＰＲ４のパターンを示すデータは、参照プロファイルとして、例えばＲＯＭ６１に参照テーブルとして予め記憶されている。
　そこで、画像プロセッサ５６は、かかる参照テーブルを用いて、現在指定している位置Ｐ(x、y、z)を通るＸ線照射方向ＤＲｘにおける、歯に対する最適焦点の位置を特定する（ステップＳ６６）。
　つまり、前のステップＳ６５で求めたプロファイルが参照プロファイルＰＲ１～ＰＲ４の何れに該当するのか、パターン認識の手法で判断する。まず、求めたプロファイルが参照プロファイルＰＲ２、ＰＲ４である場合には処理の対象から外す。一方、求めたプロファイルが参照プロファイルＰＲ１（エナメル質）に該当する場合、そのピークを呈する断面位置、すなわち、複数の断層面ＳＦ１～ＳＦｍ、ＳＳ、ＦＲ１～ＦＲｎのうちの何れかの位置が最適焦点であるとして特定する。さらに、求めたプロファイルが参照プロファイルＰＲ４に該当する場合、その内側（Ｘ線管の側）にピークを呈する断面位置（エナメル質の位置）、すなわち、複数の断層面ＳＦｍ～ＳＦ１、ＳＳ、ＦＲ１～ＦＲｎのうちの何れかの位置が最適焦点であるとして特定する。
　これらの位置の特定処理により、いま指定している位置Ｐ(x、y、z)に在る歯の部分が、実際には、奥行き方向のどの位置に在るかを決めたことになる。つまり、３Ｄ基準断層面ＳＳ上に沿った３Ｄ基準画像ＰＩrefに描出された歯の部分は実際には、その断層面ＳＳの前側に在るかもしれないし、後側に在るかもしれない。この実在位置が上述の特定処理により正確に決定される。別の言い方をすれば、３Ｄ基準断層面ＳＳ上に在ると仮定して描出された３Ｄ基準画像ＰＩrefの歯の部分が、上述の特定処理により、実在する位置にシフトされると言える。
　この結果、図１９～図２２に示すように、位置Ｐ(x,y,z)の１回の指定毎に、３Ｄ基準断層面ＳＳ（３Ｄ基準画像ＰＩref）における位置Ｐ１がＰ１real（またはＰ２がＰ２real）にシフトされる。とくに、複数の付加断層面ＳＦｍ～ＳＦ１、ＦＲ１～ＦＲｎに設定する線分Ｌfm～Ｌｆ1、Ｌｒ1～Ｌrnの位置がＸ線照射方向ＤＲｘのオブリーク角度θを考慮して設定されている。このため、シフトされる位置Ｐ１realは、オブリーク角度θが小さい場合（図２０（Ａ）、図２１（Ａ）参照）よりも大きい場合（図２０（Ｂ）、図２１（Ｂ）参照）の方が低くなる。したがって、このシフト位置Ｐ１realは、オブリークなＸ線照射角度θ、すなわち拡大率の大小による歪みが補償されている。なお、図２２に示すように、歯が３Ｄ基準断層面ＳＳに沿って実在する場合、Ｐ１＝Ｐ１realとなって、歯が位置するものと仮定していた３Ｄ基準断層面ＳＳが実在位置として決まる。この場合はシフト量＝０のシフトが実行されたことになる。
　画像プロセッサ５６は、ステップＳ６５において、これらの特定した、歯の実在位置を示すデータを位置Ｐ(x,y,z)毎に、そのワークエリアに記憶する。
　このようにして、３Ｄ基準画像ＰＩref（すなわち３Ｄ基準断層面ＳＳ）で現在指定されている位置Ｐ(x,y,z）、つまり、いまの場合、最初に指定した初期位置Ｐ(0,0,0）を通る奥行き方向において歯の一部分（エナメル質）が存在しているか否かの特定（フィルタリング）し、及び、そのような歯の一部分が存在している場合に、その奥行き方向における最適焦点位置の特定が完了する。
　これが済むと、画像プロセッサ５６は、例えば図２３に示す如く、３Ｄ基準画像ＰＩref上に予め設定した全ての判断位置Ｐについて上述した特定処理が完了したか否かを判断する（ステップＳ６７）。この判断は、現在処理している位置Ｐ(x,y,z）が最終の位置Ｐ(p、q、r)か否かで判定することで行う。この判断がＮＯとなって、全ての判断位置Ｐについて特定処理が完了していない場合、画像プロセッサ５６は、その判断位置Ｐ(x,y,z)を１つ分シフトさせ（ステップＳ６８）、その処理を前述したステップＳ５５に戻し、上述した一連の特定処理を繰り返す。
　なお、図２３に示すように、複数の判断位置Ｐは３Ｄ基準画像ＰＩref（すなわち３Ｄ基準断層面ＳＳ）に沿って所定間隔を以って２次元的に予め配置されている。同図の例では、３Ｄ基準画像ＰＩrefの縦軸方向ｉ及び横軸方向ｊに沿って縦横同一の所定間隔ｄを空けて配置されている。ただし、この所定間隔ｄは縦軸方向ｉ及び横軸方向ｊそれぞれにて互いに相違させてもよい。ステップＳ６８の処理におけるシフトの方向は、３Ｄ基準画像ＰＩrefに沿った縦、横、及び斜めの何れの方向であってもよい。図２３に示すように、３Ｄ基準画像ＰＩrefの縦軸方向ｉに沿ってシフトさせた後、横軸方向ｊにシフトしてまた縦軸方向ｉに沿ってシフトさせることを規則正しく繰り返してもよい（図の符号ＳＣを参照）。その逆に、横軸方向ｊにシフトさせて後、縦軸方向ｉにシフトさせることを繰り返してよい。さらに、斜め方向にシフトさせてもよい。
　その一方で、複数の判断位置Ｐの全てにおいて上述した一連の判断が終了すると、上述した繰り返し判断の中で前述したステップＳ６７における判断がＹＥＳとなる。つまり、３Ｄ基準断層面ＳＳの奥行き方向における判断位置Ｐ毎に最適焦点の断面位置の検出（最適焦点位置の有無の判断を含む）の処理が完了したことになる。この場合、最適焦点の断面位置の結合処理に移行する。
　＜最適焦点の断面位置を結合する処理＞
　上述したステップＳ６７の判断がＹＥＳとなると、画像プロセッサ５６はステップＳ６５において特定し記憶していた最適焦点の断面位置を表すデータを読み出す（ステップＳ６８）。この断面位置のデータは、それぞれの判断位置Ｐ(x、y、z)を通るＸ線照射方向ＤＲｘの位置である。この様子を図２４に模式的に示す。同図において、黒丸は３Ｄ基準画像ＰＩref（３Ｄ基準断層面ＳＳ）の判断位置Ｐ(x、y、z)を示す。ここで、湾曲した３Ｄ基準画像ＰＩrefの縦方向及び横方向を(i, j)と表す。図２４において、白丸で示す如く、例えば、ｉ，ｊ＝０，０の判断位置Ｐ（ｘ00、ｙ00、ｚ00）に対する最適焦点断面位置が内側（Ｘ線管の側）に１つ寄った断層面ＳＲ１の位置であり、その隣のｉ，ｊ＝０，１の判断位置Ｐ（ｘ01、ｙ01、ｚ01）に対する最適焦点断面位置が内側さらに１つ寄った断層面ＳＲ２の位置であり、その隣のｉ，ｊ＝０，２の判断位置Ｐ（ｘ02、ｙ02、ｚ02）に対する最適焦点断面位置が内側さらに１つ寄った断層面ＳＲ３の位置であり、といった具合になる。なお、図２４は、図を見易くするため、Ｚ軸方向（縦方向）の１つの位置におけるステップＳ６８を示しているが、このＺ軸方向の他の位置それぞれについてもステップＳ６８の処理が実行される。
　次いで、画像プロセッサ５６はノイズの除去を行う（ステップＳ７０）。図２４の例で例えば、画像の縦横方向の位置ｉ，ｊ＝０，３の判断位置Ｐ（ｘ03、ｙ03、ｚ03）に対する最適焦点断面位置が外側（検出器の側）にｍ個も寄った断層面ＳＦｍの位置であるとする。このような場合、画像プロセッサ５６は、断面位置同士の差分を例えば閾値判断に掛けてノイズであり異常であると見做す。この場合、隣接する断面同士の位置のデータを滑らかに繋がるように例えば平滑化し、その平滑化した新たな位置データに置換する、又は、選択的に検出器の外側に近いデータを優先させる、などの処理を行う。なお、このような置換による補償を行わずに、単に、異常データを処理対象から外すようにしてもよい。この異常データの排除にＺ軸方向のデータの異常を加味することも当然可能である。
　この後、画像プロセッサ５６は、ノイズ除去した位置（すなわちエナメル質の位置）を結合し、この結合した位置のデータを３次元的にスムージングして、エナメル質をトレースした表面画像を作成する（ステップＳ７１）。さらに、この画像プロセッサ５６は、この表面画像を、その部位全てが自動的に最適焦点処理に付された３次元パノラマ画像を、３Ｄオートフォーカス画像ＰＩfocusとしてモニタ６０に所定のビュー角度で表示させる（ステップＳ７２）。
　これにより、図２５に示すように、所望のビュー角度で見た、被検体Ｐの口腔部の歯列の構造体が最も明瞭に見える輪郭に沿ってできる３Ｄオートフォーカス画像ＰＩfocusを提供できる。同図において、湾曲している馬蹄形の範囲Ｓは、３Ｄオートフォーカス画像ＰＩfocusを表示するための範囲であり、実線部分が歯列の実際の位置及び形状を表している。Ａ－Ａ´線及びＢ－Ｂ´線で示す如く、歯茎（歯槽骨）の部分や下顎洞、顎関節、頚動脈などは、歯（主にエナメル質）の端部から一定距離にした断層距離をキープし、断層面を作り３Ｄ断層面投影する方法も可能である。この場合は、これらの部位が最適焦点になっていることは保証できないが、３Ｄのパノラマ画像としては、違和感を覚えない画像として再構成可能である。勿論、これらの部位も最適焦点面の計算に工夫を加え、そのまま計算し用いる方法も、診断の目的によっては有り得るのは言うまでもない。
　このように、３Ｄオートフォーカス画像ＰＩfocusは、歯列に沿って湾曲しながらも、その表面はでこぼこしており、この「でこぼこ」により個々の歯の実際の位置及びその形状（輪郭）を画素の濃淡で表している。その他の部分も違和感のない画像として表現できる。
　このように個々の被検体Ｐの歯列の実在位置・形状を表す３Ｄオートフォーカス画像ＰＩfocusが作成される。
　＜種々の表示処理＞
　この後、画像プロセッサ５６は、その３Ｄオートフォーカス画像ＰＩfocusを他の態様で観察する機会を操作者に与える。つまり、画像プロセッサ５６は、操作者から操作情報に基づいて、その３Ｄオートフォーカス画像ＰＩfocusを他の態様でインターラクティブに表示するか否かを判断する。
　その一例として、画像プロセッサ５６は、３Ｄオートフォーカス画像（３次元パノラマ画像）ＰＩfocusの部分領域を観察するか否かを判断する（図５、ステップＳ１０）。このステップＳ１０の判断がＹＥＳになると、さらに、その部分領域の観察を３Ｄ基準断層面ＳＳで行うのか、又は、基準パノラマ画像の矩形面（２次元）で行うのか、操作者からの情報を基づいて判断する（ステップＳ１１）。このステップＳ１１において３Ｄ基準断層面ＳＳを使用すると判断されると、画像プロセッサ５６は、３Ｄオートフォーカス画像ＰＩfocusを３Ｄ基準断層面ＳＳに、個々の画素を通るＸ線照射方向ＤＲｘに沿って再投影する（ステップＳ１２）。この再投影の様子を図２６に示す。この再投影は例えば３Ｄ基準断層面の一画素を、対応する３次元の画素をサブピクセルで区切り再投影するサブピクセル法により実行される。
　この３Ｄ基準断層面ＳＳへの再投影像は、３Ｄ参照画像ＰＩproj-3Dとして、モニタ６０に表示される（ステップＳ１３）。この３Ｄ参照画像ＰＩproj-3Dの一例を図２７に示す。
　一方、ステップＳ１１において基準パノラマ画像ＰＩstの矩形面を使用すると判断されると、画像プロセッサ５６は３Ｄオートフォーカス画像ＰＩfocusをその矩形面、つまり基準パノラマ画像の面に再投影する（ステップＳ１４）。この再投影も、標準パノラマ画像面の一画素を、対応する３次元の画素をサブピクセルで区切り再投影する、いわゆる、従来周知のサブピクセル法により実行される。この再投影の概念を図２８に示す。この再投影像は、２Ｄ参照画像ＰＩproj-2Dとして、モニタ６０に表示される（ステップＳ１５）。この２Ｄ参照画像ＰＩproj-2Dの一例を図２９に示す。
　そこで、操作者は、この３Ｄ参照画像ＰＩproj-3Dまたは２Ｄ参照画像ＰＩproj-2Dに所望の、例えば矩形のＲＯＩ（関心領域）を設定する（ステップＳ１６：図２７及び図２９を参照）。このＲＯＩにより指定された部分領域の画像は例えば拡大され、例えば現在表示されている３Ｄ参照画像ＰＩproj-3Dまたは２Ｄ参照画像ＰＩproj-2Dに重畳表示される（ステップＳ１７）。勿論、この表示は、パノラマ画像とは別個の単独画像であってもよいし、同パノラマ画像との分割表示であってもよいし、歯列を模した複数のブロックから成るテンプレートの１つに収めた表示であってもよい。
　この後、画像プロセッサ６４はかかる一連の処理を終了するか否かを操作情報から判断し（ステップＳ１８）、この判断がＹＥＳの場合は処理を前述したステップＳ７に戻す。これに対し、ＮＯの場合は処理をステップＳ１０に戻して上述した処理を繰り返す。
　その一方で、前述したステップＳ１０において部分画像の観察をしないと判断する場合、画像プロセッサ５６は、現在表示されている３Ｄオートフォーカス画像ＰＩfocusを回転、移動、及び／又は拡大・縮小して表示するか否かをインターラクティブに判断する（ステップＳ１９）。この判断がＹＥＳのなる場合、指令情報に応じて３Ｄオートフォーカス画像ＰＩfocusを回転、移動、及び／又は拡大・縮小し、その画像を表示する（ステップＳ２０，Ｓ２１）。この後、処理はステップＳ８１に渡され、前述と同様の処理を繰り返す。
　勿論、表示態様の種類は上述したものに限定されず、例えばカラー化など、その他の様々な態様を採り得る。
　操作者が処理の終了を指示している場合、画像プロセッサ６４はステップＳ１８、Ｓ７を経て、かかる処理を終了させる。
　なお、上述したステップＳ１６の設定処理を行った後、ステップＳ１７の表示処理を行わずに、ステップＳ１９の処理に移行するようにしてもよい。その場合、設定したＲＯＩは、回転、移動、拡大・縮小した画像と共にステップＳ２１において表示される。
　（作用効果）
　本実施例に係るパノラマ撮像装置によれば、以下のような顕著な作用効果を奏する。
　まず、従来のパノラマ撮像装置で作成するパノラマ画像とは異なり、少なくとも歯列部の全域に焦点を合わせた画像が３Ｄオートフォーカス画像ＰＩfocus（３次元パノラマ画像）として提供される。この画像によれば、各歯が上下方向にて湾曲している場合であっても、その実存の位置及び形状がその上下方向の部位（サンプル点）毎に最適焦点化されている。しかも、この最適焦点化の処理は、操作者が１回、その旨の指令を出すだけで自動的に実行され、その３Ｄオートフォーカス画像ＰＩfocusが表示される。つまり、オートフォーカス機能が発揮される。しかも、この３Ｄオートフォーカス画像ＰＩfocusを回転させて表示させたり、ＲＯＩによる領域を拡大表示しながらの表示をさせたり、画像観察のバリエーションも多い。これにより、読影者にとって、歯列全体の精査が極めて容易になり、かつ、その精査の精度も高くなる。Ｘ線撮影のやり直しも殆ど必要がなくなるので、かかるやり直し撮影に伴うＸ線被曝量の増大もない。このため、本実施例のパノラマ撮像装置はスクリーニングにも適している。
　しかも、スキャン中の回転位置、すなわちＸ線管３１及び検出器３２の対の回転中心ＲＣの位置の変化に応じた拡大率の変化も、３Ｄオートフォーカス画像ＰＩfocusを作成する処理中で補償されている。このため、拡大率の変化に起因した歪みが是正され、実寸サイズ及び実際の形状を正確に反映させた画像を提供することができる。
　従来のパノラマ撮像装置の場合、パノラマ画像で診た場合、拡大率の変化に因って、臼歯部から前歯部にかけて拡大率の変化が生じており、画像上で距離や長さの測定・把握の精度低下の要因になっていた。これに対し、本実施例によれば、そのような問題が解消され、実寸を極めて忠実に反映させた高精度な画像または計測情報を提供することができる。このため、撮像対象である歯列の詳細な構造観察にも適している。
　とくに、３Ｄオートフォーカス画像ＰＩfocusを３Ｄ基準断層面あるいは基準パノラマ画像の２次元矩形面に再投影する場合でも、表示された画像にある程度の歪みはあるものの、３次元オートフォーカス画像との位置的な対応はとれている。このため、例えば歯の縦方向の長さなど、距離を正確に計測することができる。
　さらに、本実施例に係るパノラマ撮像装置によれば、データ収集時（スキャン時）のＸ線管３１及び検出器３２の位置を歯列に対して３次元的に事前に把握しているため、従来のようにファントムを用いて断層距離情報を事前に計測しておくという手間が不要である。したがって、その分、操作者にとって操作性も良く、また画像プロセッサ５６の処理負担も軽減されている。
　したがって、歯列の実際の状態（位置、形状）を３次元的により高精度に描出した状態で画像全域を最適焦点化し、かつ、拡大率の相違に拠る画像の歪みを殆ど排除した３次元パノラマ画像を提供することができる。
　（変形例）
　上述した実施形態では、被検者の口腔部の歯列の最適焦点化した３次元画像を得る例を説明したが、これを更に展開することができる。一例として、口腔部に、適宜なＸ線吸収率を有する放射線吸収材で成るランドマーク（マーカ）を設置し、この設置状態で前述した実施形態と同様にデータを収集し、そのランドマークの位置を認識するとともに、そのランドマークを含む面に焦点を合わせた画像を作成することである。
　図３０（Ａ）にランドマークの一例を示す。同図に示すクリップ７０は、２つの四角形のランドマークとしての小片７１を有し、この２つの小片７１をばね機構付きの線材７２で互い違いに対向するように繋いでいる。この小片７１は、口腔部のＸ線吸収率よりも高い適宜な材料で形成され、Ｘ線に対するランドマークとして機能する。
　このクリップ７０を被検者の歯列の一部に設置した状態を図３０（Ｂ）（Ｃ）に示す。２つの小片７１は、歯（歯列）の前後に互い違いに、つまり、歯列に沿った方向において位置が異なるように歯茎を挟んで線材７２により固定・配置される。この配置状態において、前述した図１０のオートフォーカスの処理を介して、２つの小片７１の３次元的な位置を把握するとともに、それぞれの小片７１の３次元的な位置を含む断面ＣＲ１，ＣＲ２（図３０（Ｃ）を参照）を最適焦点化した２つの画像を作成する。この画像作成において採用する周波数特性パターンは、図３１に示すように、海綿骨の周波数特性ＰＲ２の両側それぞれの傍に小片７１の周波数特性のピークが現われる２つのプロファイルＲＲ５である。画像プロセッサ５６は、この２つのプロファイルＲＲ５を各別に参照して、前述した実施形態と同様の再構成処理を行う。これにより、２つの小片７１それぞれの３次元位置Ｐ１real(Ｐ1´real：図２０～２２参照)と、それらを各別に含む断面ＣＲ１，ＣＲ２の２つの最適焦点画像（部分像であってもよい）が得られる。
　この２つの最適焦点画像を作成する段階で２つの小片７１の位置の相互間の歯列前後方向の距離ＤＢＮが位置情報Ｐから分かり、且つ、それらの小片７１の横方向（すなわち歯列に沿った方向）のずれ量はクリップの設計から既知ＬＢＮであるから、画像プロセッサ５６は、２つの小片７１により挟まれた歯槽骨の厚みを演算することができる。これにより、歯槽骨の診断は勿論のこと、観察したい歯槽骨の断面をその厚み方向のどこに設定するかなどの判断にも有効である。
　さらに、図３２に別のランドマークを示す。このランドマークは、被検者の顔の表面に密着して被される、メッシュ状の伸縮自在のマスク８０である。このマスク８０を形成する線材それぞれのＸ線吸収率が口腔部のそれとは異なるので、マスク８０を顔に密着させることで、顔表面にＸ線マーカで格子状の線を引いたことと等価である。この線は単に並行なライン状にしてもよい。なお、この顔表面に置くランドマークとして、図３３に示すように、バリュームなどのＸ線吸収剤を顔表面に線上に或いは格子状に塗るようにしてもよい。図３３に示す格子状のライン８１は、Ｘ線に対するランドマークとなっている。さらに、顔表面に置く別のランドマークとしては、一例として速乾性のある化粧剤に粒状のＸ線吸収剤を混ぜ、この化粧剤を顔面に塗布するようにしてもよい。これにより、粒状のＸ線吸収剤をランドマークとして顔表面に置くことができる。
　上述したメッシュ状のランドマーク８０、Ｘ線吸収剤の塗布によるランドマーク８１、及び粒状のランドマークの場合、その周波数特性のプロファイルは図３１のグラフＰＲ６のようになる。画像プロセッサ５６は、このプロファイルＰＲ６を採用して前述したオートフォーカスの再構成処理を行う。これにより、このランドマークそれぞれの３次元的位置とともに、それらの３次元的位置に沿った面の最適焦点化画像、すなわち顔の表面のＸ線透過像が得られる。この画像を、前述した３Ｄオートフォーカス画像に重ね合わせ表示することで、セファロメトリーの代用画像を提供することができる。
　一方、前述した歯科用のパノラマ撮像装置において、Ｘ線管及び検出器の対を天井に設置してもよい。また、装置全体を小型化ならびに稼動型（モービル構造）にし、検診車への搭載や、家庭への持ち込みによる撮影が可能なような構造にも出来る。
　本発明に係る放射線撮像装置において採用可能な検出器は、上述したＣｄＴｅを用いたデジタル検出器に限らず、公知のフォトンカウンティング型の検出器であってもよい。このフォトンカウンティング型の検出器としては、例えば特開２００４－３２５１８３に開示されたものが知られている。
　また、本発明に係る放射線撮像装置で使用される検出器は常に同じ種類のものである必要はない。撮像対象の種類に応じて発生させるＸ線のエネルギを変更する必要があるので、それに合わせてＸ線吸収係数となるようにＸ線検出素子の材料を選択するようにしてもよい。Ｘ線の発生エネルギが大きい場合には、ＬａＢｒ３，ＣｄＴｅ，ＣＺＴ，ＧＯＳなどを材料とするＸ線検出素子を備えた検出器を選択すればよい。また、Ｘ線の発生エネルギが小さくて済む場合、Ｓｉ，ＣｄＴｅ,ＣＺＴ，ＣｓＩなどを材料とするＸ線検出素子を備えた検出器を選択すればよい。
　また、３次元パノラマ画像（表面画像）を表示する態様のみに限定されない。例えば、図１７に示す、断層面の位置に対する振幅の二乗加算値のプロファイルから、その焦点が合っていると思われる幅を断層面と周波数特性グラフから求めて各歯及び歯槽骨の厚さを推定、すなわち奥行き方向の厚さを計測するようにしてもよい。この計測情報を得る構成を、例えば上述したフォトンカウンティング型の検出器との組み合わせで、第一小臼歯付近の歯槽骨付近で実施すれば、骨塩量を定量的に計測することができる。
　また、本発明に係る撮像を、口腔部の下顎洞付近にも施せば、下顎洞の立体的な構造に関する画像情報をもある程度、提供することができる。この画像上で左右差を観察することで下顎洞炎（蓄膿症）などの病変部を従来よりも高精度に発見することもできる。同様に、本発明に係る撮像を頚動脈付近に注目して実施すれば、動脈硬化の一因と言われる頚動脈の石灰化なども鮮明に立体的に表示でき、従来よりも高い精度の診断情報を提供することができる。
　さらに、本発明に係る放射線撮像装置は、歯科用のパノラマ撮像装置に実施するものに限定されず、トモシンセシス法を用いて対象物の内部の３次元的な形状（位置）を把握するものに広く実施することができる。そのような応用として、例えば医療用としては、トモシンセシス法を用いたマンモグラフィ、肺がん検査用スキャナへの用途がある。さらに、本発明に係る放射線撮像装置は、ガンマカメラやＳＰＥＣＴなどのエミッションＣＴ（ＥＣＴ）と呼ばれる核医学診断装置にも適用できる。その場合、放射線源として被検体に投与したＲＩ（ラジオアイソトープ）から放射されるガンマ線が、検出器に取り付けた特定方向に導孔を有するコリメータを介して収集される。この場合、ＲＩ及びコリメータが放射線放出源を構成している。
　さらに、本発明に係る放射線撮像装置における検出器の数は、必ずしも１つに限定されるものではなく、２つ以上の検出器を同時に又は並行して稼動させるモダリティにも適用できる。
　また、本発明に係る放射線撮像装置は、産業用として、ベルトコンベアで運搬される製造物や商品の内容物とその位置情報の取得、フラットパネルディスプレイに接続されるフレキシブル基板の３次的配線構造、鋳物のスの立体的な分布と大きさの情報の取得、空港における手荷物検査の内容物の位置情報の取得などの用途がある。対象物は、直線的、円形、曲面状など様々な方向に沿って移動させることができる。すなわち、３Ｄ基準断層面も平面状、円筒形状、曲面状を成す断層面であってもよい。
　特に、上述した産業用の応用の場合、都合によっては、撮像対象物をＸ線管及び検出器の対に対して相対的に移動させるようにしてもよい。さらに、撮像系の設計によっては、検出器だけを撮像対象物又は被検体、及び、放射線源に対して移動させるようにしてもよい。
　本発明によれば、撮像対象の実際の状態（位置、形状）を３次元的により高精度に描出した状態で画像全域を最適焦点化し、かつ、拡大率の相違に拠る画像の歪みを殆ど排除した３次元パノラマ画像を提供することができる放射線撮像法を提供することができ、産業上の利用性は極めて大である。
１　歯科用のパノラマ撮像装置（放射線撮像装置）
１２　コンピュータ
１４　撮影部
３１　Ｘ線管（放射線管）
３２　検出器
３３　コリメータ
４１　高電圧発生器
５３　バッファメモリ
５４　画像メモリ
５５　フレームメモリ
５６　画像プロセッサ
５７　コントローラ
５８　操作器
６０　モニタ
６１　ＲＯＭ

Claims (21)

  1. 　放射線を放出する放射線放出源と、
    　前記放射線が入射したときに当該放射線に対応したデジタル電気量の２次元データをフレーム単位で出力する放射線検出器と、
    　前記放射線放出源と前記放射線検出器の対、当該放射線検出器、又は、撮像したい対象物を、当該放射線放出源、当該放射線検出器、及び当該対象物の中の残りの要素に対して移動させる移動手段と、
    　前記移動手段により前記放射線放出源と前記放射線検出器の対、当該放射線検出器、又は、前記対象物を前記残りの要素に対して相対的に移動させている間に、前記放射線検出器から出力される前記データをフレーム単位で収集するデータ収集手段と、
    　前記データ収集手段により収集された前記データを用いて前記対象物の撮像部位の焦点を最適化し、かつ、当該撮像部位の実際の大きさ及び形状を反映させた３次元最適焦点画像として作成する画像作成手段と、を備えたことを特徴とする放射線撮像装置。
  2. 　前記放射線放出源は、前記放射線を照射する放射線源を有し、
    　前記放射線源と前記放射線検出器とを前記対象物を挟んで互いに対峙するように配置し、
    　前記移動手段は、前記放射線源と前記放射線検出器の対を前記対象物の所望の基準断層面に前記放射線によるスキャンの焦点が合うように移動させる手段であり、
    　前記データ収集手段は、前記移動手段により前記放射線源と前記放射線検出器の対を移動させながら、当該移動中に前記放射線検出器から出力される前記データをフレーム単位で収集する手段であり、
    　前記画像作成手段は、
    　前記データ収集手段により収集された前記データを用いて前記基準断層面を前記検出器の検出面に投影させた投影画像を基準面画像として再構成する基準面画像再構成手段と、
    　前記基準面画像のデータと前記フレームデータとを用いて前記３次元最適焦点画像を作成する最適焦点画像作成手段と、を備えたことを特徴とする請求項１に記載の放射線撮像装置。
  3. 　前記基準断層面の一部又は全体が、カメラにより撮影された表面画像から作成された前記対象物の所望の３次元断面、ＭＲＩ（磁気共鳴イメージング）装置、ＣＴ（コンピュータトモグラフィ）スキャナ、又は超音波診断装置を含む医用モダリティにより撮影された前記対象物の所望の３次元断面、又は、当該医用モダリティにより撮像された当該対象物の３次元データから決めた当該対象物の所望の３次元断面の何れかであることを特徴とする請求項１又は２に記載の放射線撮像装置。
  4. 　前記対象物は被検者の口腔部であり、
    　前記口腔部に放射線吸収材でなるランドマークを設置した状態で前記移動手段を駆動させて前記データ収集手段で前記データを収集させる構成であり、
    　前記最適焦点画像作成手段は、前記ランドマークの３次元的な位置を認識するとともに当該ランドマークにより認識される３次元的な位置に焦点を合わせた画像を作成する手段であることを特徴とした請求項１又は２に記載の放射線撮像装置。
  5. 　前記放射線源は、前記放射線としてのＸ線を発生するＸ線管であり、
    　前記放射線検出器は、前記Ｘ線を検出する検出器であり、
    　前記基準断層面は、前記実空間において湾曲した矩形状の３次元（３Ｄ）基準断層面であり、
    　前記対象物の撮像部位は、被検体の歯列であり、
    　前記基準面画像再構成手段は、前記歯列のパノラマ画像を再構成する手段である、ことを特徴とする請求項２に記載の放射線撮像装置。
  6. 　前記最適焦点画像作成手段は、
    　前記３Ｄ基準断層面に沿う複数の断層面を、当該３Ｄ基準断層面に対向した方向に設定する断層面設定手段と、
    　前記複数の断層面のそれぞれの画素値を演算する画素値演算手段と、
    　前記３Ｄ基準断層面と前記画素値演算手段により画素値が与えられた前記複数の断層面との画像データを用いて前記撮像部位の最適焦点化されたサンプル位置を同定する位置同定手段と、
    　前記位置同定手段により同定されたサンプル位置に、前記Ｘ線管から当該各サンプル位置を介して前記検出器を臨む視線上に存在し且つ前記パノラマ画像の対応するサンプル点の画素値に基づく画素を与える画素値付与手段と、
    　前記画素値付与手段により画素値が付与された前記サンプル位置における前記３Ｄ基準断層面及び前記複数の断層面が有する画素値が示す特性をパターン認識することにより前記歯列を決定する歯列決定手段と、
    　前記歯列決定手段により決定された前記歯列の特異点を除去する特異点除去手段と、を備えたことを特徴とする請求項５に記載の放射線撮像装置。
  7. 　前記特異点除去手段は、前記サンプル点のそれぞれにおける前記周波数特性に基づいて同種の特性を示す物質毎に分類する分類手段と、この分類手段により分類された物質毎に当該各物質を滑らかに繋ぐスムージング手段とを備えた、ことを特徴とする請求項６に記載の放射線撮像装置。
  8. 　前記基準面画像再構成手段により再構成された、前記３Ｄ基準断層面の前記パノラマ画像を表示するパノラマ画像表示手段と、
    　前記パノラマ画像表示手段により表示されたパノラマ画像上で、操作者にＲＯＩ（関心領域）を設定させるＲＯＩ設定手段と、
    　前記ＲＯＩを設定された領域の画像を前記パノラマ画像から切り出して表示する部分画像表示手段と、を備えたことを特徴とする請求項５に記載の放射線撮像装置。
  9. 　前記最適焦点画像作成手段により作成された前記最適焦点画像を表示する最適焦点画像表示手段と、
    　前記最適画像表示手段により表示された最適焦点画像上で、操作者にＲＯＩ（関心領域）を設定させる場合、前記最適焦点画像を前記湾曲した３Ｄ基準断層面に前記視線の方向に沿って投影し、かつ、この投影した画像をパノラマ画像として作成する作成手段と、
    　前記作成手段により作成されたパノラマ画像上で、操作者にＲＯＩ（関心領域）を設定させるＲＯＩ設定手段と、
    　前記ＲＯＩを設定された領域の画像を前記パノラマ画像から切り出して表示する部分画像表示手段と、を備えたことを特徴とする請求項５に記載の放射線撮像装置。
  10. 　前記最適焦点画像作成手段により作成された前記最適焦点画像を表示する最適焦点画像表示手段と、
    　前記最適画像表示手段により表示された最適焦点画像上で、操作者にＲＯＩ（関心領域）を設定させる場合、前記最適焦点画像を２次元の断層面に前記視線の方向に沿って投影し、かつ、この投影した画像をパノラマ画像として作成する作成手段と、
    　前記作成手段により作成されたパノラマ画像上で、操作者にＲＯＩ（関心領域）を設定させるＲＯＩ設定手段と、
    　前記ＲＯＩを設定された領域の画像を前記パノラマ画像から切り出して表示する部分画像表示手段と、を備えたことを特徴とする請求項５に記載の放射線撮像装置。
  11. 　前記部分画像表示手段は、前記切出し画像を、歯列を模したテンプレートに収めて表示する手段である、ことを特徴とする請求項９又は１０に記載の放射線撮像装置。
  12. 　前記基準面画像再構成手段により再構成されたパノラマ画像及び前記最適焦点画像作成手段により作成された最適焦点画像のうちの少なくとも一方を３次元的に表示する３次元表示手段を備えたことを特徴とする請求項５に記載の放射線撮像装置。
  13. 　前記３次元表示手段は、前記パノラマ画像及び前記最適焦点画像のうちの少なくとも一方を、回転及び移動の少なくとも一方により表示可能に構成されていることを特徴とする請求項１２に記載の放射線撮像装置。
  14. 　放射線を放出する放射線放出源と、
    　前記放射線が入射したときに当該放射線に対応したデジタル電気量の２次元データをフレーム単位で出力する放射線検出器と、
    　前記放射線放出源と前記放射線検出器の対、当該放射線検出器、又は、撮像したい対象物を、当該放射線放出源、当該放射線検出器、及び当該対象物の中の残りの要素に対して移動させる移動手段と、
    　前記移動手段により前記放射線放出源と前記放射線検出器の対、当該放射線検出器、又は、前記対象物を前記残りの要素に対して移動させている間に、前記放射線検出器から出力される前記データをフレーム単位で収集するデータ収集手段と、を備えたシステムから出力される前記データを処理するデータ処理装置において、
    　前記データを入力し格納するデータ格納手段と、
    　前記データ格納手段により格納されている前記データを用いて前記対象物の撮像部位の焦点を最適化し、かつ、当該撮像部位の実際の大きさ及び形状を反映させた３次元最適焦点画像として作成する画像作成手段と、を備えたことを特徴とするデータ処理装置。
  15. 　前記画像作成手段は、
    　前記データ格納手段により格納されている前記データを用いて前記対象物の基準断層面を前記検出器の検出面に投影させた投影画像を基準面画像として再構成する基準面画像再構成手段と、
    　前記基準面画像のデータを用いて前記３次元最適焦点画像を作成する最適焦点画像作成手段と、を備えたことを特徴とする請求項１４に記載のデータ処理装置。
  16. 　前記システムは、前記放射線源に前記放射線としてのＸ線を発生するＸ線管を用い、前記放射線検出器に前記Ｘ線を検出する検出器を用い、前記基準断層面を前記実空間において湾曲した矩形状の３次元（３Ｄ）基準断層面とし、前記対象物の撮像部位を被検体の歯列とした歯科用のパノラマ撮像装置であり、
    　前記最適焦点画像作成手段は、
    　前記３Ｄ基準断層面に沿う複数の断層面を、当該３Ｄ基準断層面に対向した方向に設定する断層面設定手段と、
    　前記複数の断層面のそれぞれの画素値を演算する画素値演算手段と、
    　前記３Ｄ基準断層面と前記画素値演算手段により画素値が与えられた前記複数の断層面との画像データを用いて前記撮像部位の最適焦点化されたサンプル位置を同定する位置同定手段と、
    　前記位置同定手段により同定されたサンプル位置に、前記Ｘ線管から当該各サンプル位置を介して前記検出器を臨む視線上に存在し且つ前記パノラマ画像の対応するサンプル点の画素値に基づく画素を与える画素値付与手段と、
    　前記画素値付与手段により画素値が付与された前記サンプル位置における前記３Ｄ基準断層面及び前記複数の断層面が有する画素値が示す特性をパターン認識することにより前記歯列を決定する歯列決定手段と、
    　前記歯列決定手段により決定された前記歯列の特異点を除去する特異点除去手段と、を備えたことを特徴とする請求項１５に記載のデータ処理装置。
  17. 　前記決定手段により決定された前記撮像部位の特異点を除去する特異点除去手段と、を備えたことを特徴とする請求項１６に記載のデータ処理装置。
  18. 　前記特異点除去手段は、前記サンプル点のそれぞれにおける前記周波数特性に基づいて同種の特性を示す物質毎に分類する分類手段と、この分類手段により分類された物質毎に当該各物質を滑らかに繋ぐスムージング手段とを備えた、ことを特徴とする請求項１７に記載のデータ処理装置。
  19. 　放射線放出源と、この放射線放出源から放射線が入射したときに当該放射線に対応したデジタル電気量の２次元データをフレーム単位で出力する放射線検出器との対、当該放射線検出器、又は、撮像する対象物を、当該放射線放出源、当該放射線検出器、及び当該対象物の中の残りの要素に対して相対的に移動させながら、当該移動中に前記放射線検出器から出力される前記データをフレーム単位で収集するデータ収集ステップと、
    　前記データ収集ステップで収集された前記データを用いて前記対象物の撮像部位の焦点を最適化し、かつ、当該撮像部位の実際の大きさ及び形状を反映させた３次元最適焦点画像として作成する画像作成ステップと、を備えたことを特徴とする放射線を用いた撮像方法。
  20. 　前記画像作成ステップは、
    　前記データ収集ステップにより収集された前記データを用いて前記対象物の撮像部位の所望の基準断層面を前記放射線検出器の検出面に投影させた投影画像を基準面画像として再構成するステップと、
    　前記基準断層面に沿う複数の断層面を、当該基準断層面に対向した方向に設定するステップと、
    　前記複数の断層面のそれぞれの画素値を、前記基準断層面の画素値を用いて演算するステップと、
    　前記基準断層面と前記画素値が与えられた前記複数の断層面との画像データを用いて前記撮像部位の最適焦点化されたサンプル位置を同定するステップと、
    　前記同定されたサンプル位置に、前記Ｘ線管から当該各サンプル位置を介して前記検出器を臨む視線上に存在し且つ前記基準面画像の対応するサンプル点の画素値に基づく画素を与えるステップと、
    　前記画素値が付与された前記サンプル位置における前記基準断層面及び前記複数の断層面が有する画素値が示す特性をパターン認識することにより前記撮像部位の位置を決定するステップと、
    　前記決定された撮像部位の位置のうちの特異点を除去するステップと、を含むことを特徴とする請求項１９に記載の放射線を用いた撮像方法。
  21. 　メモリに予め格納され、かつ、当該メモリから読み出し可能なプログラムであって、放射線を放出する放射線放出源と、前記放射線が入射したときに当該放射線に対応したデジタル電気量の２次元データをフレーム単位で出力する放射線検出器と、前記放射線放出源と前記放射線検出器の対、当該放射線検出器、又は、撮像したい対象物を当該放射線放出源、当該放射線検出器、及び当該対象物の中の残りの要素に対して相対的に移動させる移動手段と、前記移動手段により前記放射線放出源と前記放射線検出器の対、当該放射線検出器、又は、前記対象物を前記残りの要素に対して移動させている間に、前記放射線検出器から出力される前記データをフレーム単位で収集するデータ収集手段と、を備えたシステムから出力される前記データをコンピュータに処理させるプログラムにおいて、
    　前記コンピュータを、
    　前記データを用いて前記対象物の撮像部位の所望の基準断層面を前記検出器の検出面に投影させた投影画像を基準面画像として再構成するステップと、
    　前記基準断層面に沿う複数の断層面を、当該基準断層面に対向した方向に設定するステップと、
    　前記複数の断層面のそれぞれの画素値を、前記基準断層面の画素値を用いて演算するステップと、
    　前記基準断層面と前記画素値が与えられた前記複数の断層面との画像データを用いて前記撮像部位の最適焦点化されたサンプル位置を同定するステップと、
    　前記同定されたサンプル位置に、前記Ｘ線管から当該各サンプル位置を介して前記検出器を臨む視線上に存在し且つ前記基準面画像の対応するサンプル点の画素値に基づく画素を与えるステップと、
    　前記画素値が付与された前記サンプル位置における前記基準断層面及び前記複数の断層面が有する画素値が示す特性をパターン認識することにより前記撮像部位の位置を決定するステップと、
    　前記決定された撮像部位の位置のうちの特異点を除去するステップと、
    　前記特異点が除去された前記撮像部位の位置を繋いで当該撮像部位の実際の大きさ及び形状を反映させた３次元最適焦点画像として作成するステップと、機能的に実行させることを特徴とするプログラム。
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