WO2012008492A1 - Ｘ線断層像撮影装置 - Google Patents

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WO2012008492A1
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ray
detector
image
imaging
ray tube
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勉 山河
政廣 辻田
明敏 勝又
浩一 尾川
久敏 青木
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株式会社テレシステムズ
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    • G06T2211/40—Computed tomography
    • G06T2211/436—Limited angle

Definitions

  • the present invention relates to an X-ray tomographic imaging apparatus that captures a tomographic image of an object using X-rays, and more particularly to an X-ray that captures a tomographic image such as a three-dimensional panoramic image of an object based on a tomosynthesis method.
  • the present invention relates to a tomographic imaging apparatus.
  • the movement of an X-ray detector (hereinafter referred to as a detector) is limited, and the focus is on a tomographic plane (referred to as a reference tomographic plane) according to a trajectory mechanically set in the imaging space. It comes to fit.
  • the imaging space refers to a space in which an X-ray path moves between an X-ray tube that rotates around the jaw of a subject and a detector.
  • the focus of the image is optimized only when the dentition is located along the reference tomographic plane in the imaging space.
  • the image loses optimal focus and is blurred. Therefore, if you want to see the unclear part with high accuracy, reposition the subject so that the blurred part can be seen clearly and re-collect the data, or perform intraoral photography of the blurred part to obtain a clearer part. I got an image.
  • an X-ray panorama that uses a detector capable of collecting X-ray detection data at a high speed (for example, 300 fps) as in Patent Document 8, captures all the detection data into a computer, and executes a tomosynthesis method. Imaging devices have been developed.
  • the detection data is processed by the tomosynthesis method to generate a panoramic image of the tomographic plane, and the position of the tomographic plane is changed in the front-rear direction of the plane to generate the panoramic image of the changed tomographic plane. .
  • Patent Document 9 there is also known an apparatus that can selectively execute panoramic imaging and X-ray CT imaging while using the same single apparatus.
  • the panoramic imaging apparatus as the radiation imaging apparatus described above still has a surface that is difficult to use due to the problem of X-ray exposure dose.
  • a panoramic imaging apparatus has a lower X-ray exposure dose than an X-ray intraoral imaging apparatus or a dental CT apparatus.
  • the resolution is not good enough to replace the X-ray intraoral imaging apparatus.
  • dentition scrutiny by X-ray mouth imaging devices and CT devices is still mainstream.
  • the dose equivalent of the radiation exceeds “1.3 mSv in 3 months”. For this reason, the panoramic imaging apparatus needs to be installed in the radiation management area, similarly to the X-ray intraoral imaging apparatus and the CT apparatus.
  • the patient is forced to move from the examination room with the treatment chair to the radiographing room, which is a radiation control area, for panoramic imaging.
  • the radiographing room which is a radiation control area
  • the patient is necessary for the patient to move from the clinic to the radiographing room with the reamer inserted into the tooth and perform panoramic imaging, intraoral imaging, or CT imaging. there were.
  • This patient movement is troublesome for the patient himself and for the dentist.
  • a dental panoramic imaging apparatus is useful, it has been pointed out that it is less convenient than the ideal use expectation.
  • panoramic imaging devices have been able to reduce the X-ray exposure dose, but have not been able to provide an image with a resolution high enough to replace the X-ray intraoral imaging device. Also faced.
  • the present invention has been made in view of the above-described conventional situation.
  • the radiation management area is limited to a narrower range, and a reconstructed tomographic image can be observed even during work.
  • An object of the present invention is to provide an X-ray tomographic imaging apparatus capable of providing a resolution tomographic image.
  • the present invention has, as its main mode, two X-ray tubes that irradiate an amount of X-rays corresponding to the value of a supplied current and a plurality of pixels that respond to the X-rays.
  • a detector having an incident surface on which the X-rays are incident in a dimension and outputting digital electric quantity data from the plurality of pixels for each frame according to the incidence of the X-rays; and a curved orbit And a support means for supporting the X-ray tube and the detector in a state in which the X-ray tube and the detector can be moved independently of each other along the trajectory, and a data collector,
  • the X-ray is always transmitted at a desired angle at each position in the scanning direction of a desired cross section of the imaging target with respect to the imaging target placed inside the trajectory provided by the data collector.
  • the tube and the detector are mutually connected along the trajectory.
  • a panorama image generating unit for generating a panoramic image of the cross section by a tomosynthesis method using the data collected by the data collector, and the data collected by the data collector. And the panoramic image generated by the panoramic image generating means are used to optimize the focus of the structure on the imaging target and suppress distortion caused by the difference in the angle of the X-ray path direction.
  • an X-ray tomographic imaging apparatus comprising a tomographic image generating means for generating a tomographic image.
  • the X-ray tomography apparatus includes a CT image reconstruction unit that reconstructs a tomogram based on a computed tomography (CT) method using frame data collected by the detector.
  • the moving means is means for moving the X-ray tube and the detector on the orbit in a state where the X-ray tube and the detector face each other, and the detector is used when performing CT imaging instead of the tomosynthesis method.
  • the radiation management area is confined to a narrower range, and the reconstructed tomogram can be observed even during work.
  • An image can be provided.
  • this X-ray tomography apparatus when this X-ray tomography apparatus is applied to a dental X-ray extraoral imaging apparatus, a patient is allowed to sit on a treatment chair without the need for a large X-ray imaging room as a radiation control area. ) State, it is possible to take a panoramic image of the dentition during treatment, and a high-resolution panoramic image can be provided that is easy to use and replaces the X-ray intraoral photographing apparatus. Furthermore, not only panoramic radiography but also CT radiography can be selectively performed, and since one camera has an imaging function of two roles, versatility is extremely high.
  • FIG. 1 is a diagram showing an outline of the overall configuration of an X-ray extraoral imaging apparatus as an X-ray tomographic imaging apparatus according to the first embodiment of the present invention.
  • FIG. 2 is a block diagram showing an electrical schematic configuration of the X-ray extraoral imaging apparatus according to the present embodiment.
  • FIG. 3 is a diagram for explaining in principle the orthogonal imaging method adopted in the X-ray extraoral imaging apparatus.
  • FIG. 4 is a diagram for explaining an enlargement ratio.
  • FIG. 5 is a diagram for explaining the control of the rotation speed and tube current of the X-ray tube and detector, which is adopted in the orthogonal imaging method according to the embodiment.
  • FIG. 6 is a graph illustrating an example of the control described in FIG. FIG.
  • FIG. 7 is a diagram for explaining the rotational movement of the X-ray tube and the detector for explaining the control of FIG. 5 more generally.
  • FIG. 8 is a graph illustrating the relationship between the rotation angle and the control amount for explaining the control of FIG. 5 more generally.
  • FIG. 9 is another graph illustrating the relationship between the rotation angle and the control amount for explaining the control of FIG. 5 more generally.
  • FIG. 10 is still another graph illustrating the relationship between the rotation angle and the control amount for explaining the control of FIG. 5 more generally.
  • FIGS. 11A and 11B are diagrams illustrating independent control of the collimator with respect to the X-ray tube.
  • FIGS. 12A and 12B are graphs showing a control example of the rotation angle and the angular velocity of the rotation of the X-ray tube and the detector.
  • FIG. 13 is a flowchart for explaining an outline of a punish scan.
  • FIG. 14 is a flowchart for explaining an outline of pudding scan.
  • FIGS. 15A to 15F are diagrams for explaining the rotational movement of the X-ray tube and the detector during scanning.
  • FIG. 16 is a partially broken perspective view showing an example of a phantom.
  • FIG. 17 is a diagram for explaining a relationship between a planting position of a column having a marker on a phantom base and a position of a tomographic plane used for calibration.
  • FIG. 18 is a perspective view for explaining an example of a support post to be planted at the position of the reference tomographic plane.
  • FIG. 19 is a perspective view illustrating an example of a support post to be planted at the position of the outer fault plane.
  • FIGS. 20A and 20B are diagrams for explaining the position of the marker reflected in the reference plane panoramic image and the positional relationship between the detector and the marker.
  • FIGS. 21A and 21B are views for explaining the principle of panoramic image reconstruction according to the present invention.
  • FIGS. 22A and 22B are diagrams illustrating the geometric positional relationship in FIGS. 21A and 21B in numerical form.
  • FIG. 23 is a flowchart for explaining an outline of a procedure for structural analysis and calibration of the imaging space, which is executed in cooperation with the controller and the image processor.
  • FIGS. 24A to 24C are diagrams illustrating a procedure for measuring a deviation in X-ray irradiation (projection) angle.
  • FIG. 25 is a diagram for explaining a shift in the X-ray irradiation angle.
  • FIG. 26 is a diagram for explaining an example of an angular velocity curve and how it is corrected in accordance with the deviation of the actual X-ray irradiation angle.
  • FIG. 29 is a diagram for explaining the concept of three-dimensional projection in the direction of holding the position of the X-ray tube, taking into account the correction of the enlargement factor in the vertical direction in the present embodiment.
  • FIG. 30 is a flowchart showing an outline of processing for imaging executed in cooperation by the controller of the panoramic imaging apparatus and the image processor.
  • FIG. 31 is a graph illustrating the relationship between frame data and the panorama image mapping position.
  • FIG. 32 is a diagram schematically illustrating an example of a reference plane panoramic image.
  • FIGS. 33A and 33B are views for explaining processing for correcting a difference in enlargement ratio in the vertical direction of a panoramic image;
  • FIG. 34 is a diagram schematically illustrating an example of an image when an ROI is set for a reference plane panoramic image.
  • FIG. 35 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. 36 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. 37 is a diagram schematically illustrating an example of a 3D reference image.
  • FIG. 38 is a perspective view illustrating a plurality of parallel tomographic planes added to the 3D reference tomographic plane.
  • FIG. 40A is a view for explaining processing for specifying a tomographic plane having an optimum focus for each position on the 3D reference image in the order of (A) to (D).
  • FIG. 40 (2) is a diagram for explaining the process of specifying the optimally focused tomographic plane for each position on the 3D reference image in the order of (E) to (H).
  • FIG. 41 is a graph illustrating the result of frequency analysis in the process of specifying the optimum focus position.
  • FIG. 42 is a graph showing an example of the position of the tomographic plane of the optimum focus in the process of specifying the optimum focus position.
  • FIG. 43 is a graph illustrating a frequency characteristic pattern that changes according to a tomographic plane position.
  • FIG. 44 is a diagram for explaining a state where the actual tooth position is deviated from the 3D reference tomographic plane.
  • FIGS. 45A and 45B are diagrams illustrating a state in which the teeth are shifted from the position of the 3D reference tomographic plane to the actual position according to the magnitude of the enlargement ratio.
  • FIGS. 46A and 46B are views for explaining a state in which the 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. 47 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 magnitude of the enlargement ratio.
  • FIG. 48 is a perspective view illustrating processing for moving a processing point on the 3D reference image for the position identification position.
  • FIG. 49 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. 50 is a diagram schematically showing a 3D autofocus image created by identifying the optimum focus tomographic plane position and smoothing.
  • FIG. 51 is a diagram for explaining the concept of processing for projecting a 3D autofocus image onto a 3D reference tomographic plane.
  • FIG. 52 is a schematic diagram schematically illustrating an image projected on a 3D reference tomographic plane and an ROI set there.
  • FIG. 53 is a diagram for explaining the concept of processing for projecting a 3D autofocus image onto a two-dimensional surface of a reference plane panoramic image.
  • FIG. 54 is a diagram schematically illustrating a 2D reference image and an ROI set there.
  • FIG. 55 is a view for explaining an example of wearing of the X-ray extraoral imaging apparatus according to the present embodiment.
  • FIG. 56 is a diagram for explaining another example of mounting of the X-ray extraoral imaging apparatus according to the present embodiment.
  • FIG. 57 is a view for explaining still another example of mounting of the X-ray extraoral imaging apparatus according to the present embodiment.
  • FIG. 58 is an external view for explaining an X-ray tomographic imaging apparatus according to the second embodiment of the present invention.
  • FIG. 59 is a diagram for explaining different trajectories of the X-ray tube and the detector in the second embodiment.
  • FIGS. 60A and 60B are a plan view and a side view of the detector used in the second embodiment.
  • FIG. 61 is a diagram for explaining an effective field of view in the panorama shooting mode of the detector used in the second embodiment.
  • FIG. 62 is a diagram for explaining the effective field of view in the CT imaging mode of the detector used in the second embodiment.
  • FIG. 63 is a diagram illustrating rotation of the detector and movement in the height direction when shifting from the panoramic imaging mode to the CT imaging mode in the second embodiment.
  • FIG. 64 is a diagram for explaining angles of an X-ray tube and its irradiation field in panoramic imaging.
  • FIG. 65 is a flowchart for explaining the transition control from the panoramic imaging mode to the CT imaging mode executed by the controller in the second embodiment.
  • FIG. 66 is a flowchart for explaining scanning and data collection executed by the controller in the second embodiment.
  • 67 (a) and 67 (b) are diagrams for explaining the movement of the X-ray tube and detector in the body axis direction and the imaging region when CT imaging is performed on the entire region of the dentition.
  • 68 (a) and 68 (b) are diagrams for explaining the movement of the X-ray tube and detector in the body axis direction and the imaging region when CT imaging is performed on a part of the dentition.
  • This X-ray extra-oral imaging apparatus scans an object to be imaged (such as a dentition) of the jaw of the subject P with an X-ray from the outside of the jaw, processes the data collected by this scan by the tomosynthesis method, This is a modality that generates a tomographic image.
  • the X-ray extraoral imaging apparatus according to the present embodiment is not only the function of the panoramic imaging apparatus used in the existing dental treatment, but also a small size and light weight that cannot be obtained by the conventional panoramic imaging apparatus.
  • the object of the present invention can be achieved, such as providing a high-resolution image and improving a workflow derived from the inconvenience of having to provide an imaging room as a radiation control area.
  • FIG. 1 shows a basic configuration of an X-ray extraoral imaging apparatus 1 according to the embodiment.
  • the X-ray extra-oral imaging apparatus 1 uses a panoramic image showing the internal structure of the jaw including the dentition of the subject P from outside the subject P (patient), and three-dimensional (3D) using the panoramic image. ) Modality that provides a tomographic image.
  • the X-ray extraoral imaging apparatus 1 controls, as its basic elements, a scanning apparatus 10 that performs X-ray scanning on the jaw and collects X-ray transmission data, and driving related to the scanning operation of the scanning apparatus 10.
  • a computer 11 that receives X-ray transmission data collected by the scanning device 10 and reconstructs an image
  • a high voltage generator 12 that supplies a high voltage to the scanning device 10 are provided.
  • the scan referred to in the present embodiment is an amount necessary for image reconstruction by irradiating an X-ray (X-ray beam XB) along each of a plurality of predetermined paths with respect to the imaging region of the subject P. Is a series of operations for collecting a set of X-ray transmission data.
  • the scanning device 10 is arranged so as to be close to and surround the jaw (imaging site) of the subject P by various installation methods as will be described in the following modification.
  • the scanning apparatus 10 includes a circular ring body 21 that provides a circular orbit OB.
  • the orbit OB is a circular orbit created virtually along the circumferential surface that forms the outer surface of the ring body 21.
  • the ring body 21 is arranged around the jaw of the subject P.
  • the ring body 21 may be fixedly or detachably installed on the headrest of a dental treatment chair.
  • a C-shaped arm separate from the treatment chair may be prepared, and the ring body 21 may be supported by this arm.
  • the ring body 21 may be supported by a holder placed on the shoulder and / or head of the subject P.
  • the ring body 21 can be positioned around the jaw of the subject P at the time of scanning, and in order to reduce the amount of X-rays required for scanning, the ring body 21 is made as small as possible by reducing the diameter thereof. It is desirable to make it.
  • orthogonal coordinates composed of an X-axis, a Y-axis, and a Z-axis are set with respect to the ring body 21 with the two-dimensional surface along the trajectory OB provided by the ring body 21 as the XY plane. Then, description will be made using these coordinate axes as necessary.
  • the ring body 21 provides a virtual circular orbit OB along the outer peripheral surface as described above.
  • the ring body 21 supports an X-ray tube unit 31U including the X-ray tube 31 and a detector unit 32U including the detector 32 so as to be movable along the orbit OB in order to perform scanning.
  • a bearing (not shown) is formed on the outer circumferential surface of the ring body 21 along the circumferential direction.
  • the X-ray tube unit 31U includes a moving mechanism 41 such as a worm gear that moves the unit 31U along the track OB, and an electric motor 42 that moves the moving mechanism 41. Further, in the present embodiment, the X-ray tube unit 31U includes a collimator 33 and a drive unit 34 such as an ultrasonic motor or a screw mechanism that can move the collimator 33 relative to the X-ray tube 31. .
  • the internal space surrounded by the circular orbit OB provided by the ring body 21 forms an imaging space IS.
  • the X-ray tube 31 is composed of, for example, a rotary anode type vacuum tube type X-ray tube or a pulse lighting type X-ray tube using a field emission type carbon nanotube cathode, and an X-ray from the target (anode). Are emitted radially toward the detector 22.
  • the diameter of the focal point (so-called X-ray tube focal point) of the electron beam colliding with the target is as small as 0.25 mm or less, and therefore the X-ray tube 21 functions as a point-like X-ray source.
  • a collimator 33 having a slit-like opening is positioned at a predetermined position on the front side of the X-ray tube 21. X-rays exposed from the X-ray tube 21 pass through the opening of the collimator 33. For this reason, the X-rays incident on the detector 32 can be focused on the detection surface (that is, an actual collection window (for example, a window having a width of 5.0 mm)).
  • the collimator 33 is formed so that the position and posture of the collimator 33 or only the position can be moved by the moving mechanism 34. Since the collimator 33 and the moving mechanism 34 are installed inside the X-ray tube unit 31U, they move together with the X-ray tube 31.
  • the detector unit 32U includes a moving mechanism 51 such as a worm gear for moving the unit 32U along the track OB, in addition to the detector 32 for detecting X-rays, and the moving mechanism 51. And an electric motor 52 that moves the motor.
  • a moving mechanism 51 such as a worm gear for moving the unit 32U along the track OB, in addition to the detector 32 for detecting X-rays, and the moving mechanism 51.
  • an electric motor 52 that moves the motor.
  • the detector 32 is a device that functions as a radiation detection means, and is a digital X-ray detector having a detection surface in which X-ray detection elements are arranged two-dimensionally (for example, a 64 ⁇ 1500 matrix). .
  • the detector 32 detects X-rays incident on the detection surface.
  • 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 as an image reconstruction method, the detector 32 must have a plurality of X-ray detection elements 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 horizontal direction (direction along the XY plane) at the time of detection by the detector 32 is set to, for example, about 5.0 mm by the collimator 33 described above.
  • the detector 32 can directly convert incident X-rays into a digital electric signal corresponding to the amount of X-rays at a high frame rate of 300 fps (one frame is, for example, 64 ⁇ 1500 pixels), for example. Electrical signals can be collected as image data for each frame. Hereinafter, this collected data is referred to as “frame data”.
  • the electric motors 42 and 52 and the drive unit 34 can be driven independently of each other in accordance with a drive signal transmitted from the computer 11. For this reason, the X-ray tube unit 31U and the detector unit 32U can move independently of each other along the orbit OB, and the collimator 33 is located with respect to the X-ray tube 31 inside the X-ray tube unit 31U. It is configured to be relatively movable independently. In addition, the structure which does not use the collimator 33 is also possible as needed.
  • the drive signals from the collimator 11 to the electric motors 42 and 52 and the drive unit 34 may be transmitted by wire or wirelessly.
  • the X-ray tomography apparatus is not necessarily limited to that used for a dental X-ray extraoral imaging apparatus, and the actual shape (position) of an object is three-dimensionally grasped using a tomosynthesis method. It can also be implemented in an apparatus. For example, for medical use, the present invention can be implemented in the following apparatus.
  • Scanning imaging device for bones such as arms and legs It can be taken by putting the arms and legs in a rotating body, and the detector is irradiated with a photon counting type detector or two energy X-rays.
  • a system for simultaneous imaging and bone mineral determination. A system that can change the scan area by adopting a structure that moves the circular dome as a ring body in the vertical direction.
  • (2) Lung cancer screening device A system in which a chest is inserted into a circular dome as a ring body, and a multi-layered tomographic plane is reconstructed at once with a detector that covers the chest.
  • Mammo scanner A system in which a breast is set on a circular dome as a ring body, scanned, and the multilayered tomographic plane is reconstructed at once.
  • Skull outline grasping scanner A system that three-dimensionally grasps the skull surface layer by putting the head in a circular dome as a ring body.
  • Cephalometry device A device that puts the head in a circular dome as a ring body, reconstructs the surface corresponding to cephalometry, and provides an image free from distortion due to the magnification. Also, aesthetic diagnostic devices such as orthopedics and cosmetic surgery.
  • Cadaver identification device A system that is used for individual determination of corpses by adopting a lightweight movable structure and a structure capable of photographing cadaver teeth. Since a three-dimensional structure and a precise dentition structure can be expressed, highly accurate appraisal can be expected.
  • Animal (pet) inspection X-ray device Dome-type inspection device for animal X-ray inspection.
  • the imaging region can be freely selected, so that most inspections can be handled.
  • the above-described items (1) and (3) and an X-ray outside-portion imaging device which will be described later as an example in the present embodiment, can be brought into the home by using a lightweight movable structure. Can be deployed. Of course, it is also possible to provide dental care in a region without a dental clinic by mounting it in a small car.
  • the present invention can be applied to the following apparatuses for nondestructive inspection.
  • Internal structure inspection device such as small package, metal internal structure, food, flexible mounting board, IC, etc. Since reconstruction can be performed on a three-dimensional arbitrary surface in the inspection dome, the three-dimensional structure can be inspected depending on the nature of the non-inspection object. It is also possible to identify a substance by irradiating the detector with a photon counting type detector or two energy X-rays.
  • Baggage inspection device at the airport By scanning the baggage inside the inspection dome stepwise, it can be inspected at a lower dose and faster than CT.
  • (10) Assembled object inspection device Three-dimensionally inspecting the structure of an assembled object arranged three-dimensionally, and by specifying the reconstructed surface freely, internal inspection of a specific part of a standardized structure is possible. It becomes possible.
  • Paint X-ray inspection device An inspection device for analyzing the interior of an uneven painting. This can be done by constructing a large dome to some extent.
  • the X-ray tube 31 is electrically connected to the high-voltage generator 12, whereby the X-ray tube 31 is supplied with a high voltage for X-ray exposure.
  • the electric motor 42 that moves the X-ray tube 31 is connected to a driver 46 ⁇ / b> A via a control line 45, and this driver 46 ⁇ / b> A is connected to the computer 11.
  • the detector 32 is connected to the computer 11 via a collection line 47.
  • the electric motor 52 that moves the detector 32 is connected to a driver 46B via a control line 48, and this driver 46B is connected to the computer 11.
  • the drive unit 34 for moving the collimator 33 is also connected to the driver 46 ⁇ / b> C via the control line 49, and this driver 46 ⁇ / b> C is connected to the computer 11.
  • the high voltage generator 12 controls the X-ray exposure conditions such as the tube current and the tube voltage for the X-ray tube 31 and the sequence of the exposure timing by a control signal given from the computer 11.
  • the computer 11 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 including the collected frame data. That is, the computer 11 includes, as its main components, an interface 51, a buffer memory 52, an image memory 53, an image processor 54, a CPU 55 as a controller, a ROM 56, A RAM 57 and a frame memory 58 are provided. Further, the computer 11 includes another interface 59, and is connected to the monitor 60 and the operation device 61 via this interface 59. Note that the interface 51 is also connected to a patient monitor 62 through which an image such as a panoramic image or an image explained to a doctor can be viewed.
  • the buffer memory 52 temporarily stores digital frame data received from the detector 32 via the interface 51.
  • the image processor 54 is placed under the control of the CPU 55 and interactively executes a process for creating a panoramic image of the 3D reference tomographic plane SS, which will be described later, and a later use of the panoramic image. It has a function.
  • a program for realizing this function is stored in the ROM 56 in advance.
  • the ROM 56 functions as a recording medium for storing programs.
  • a LUT Look Up Table
  • a reference function for calculating a tube current I correction characteristic (to be described later) and a rotation angle ⁇ of the X-ray tube 21 and the detector 32 is stored in advance in the LUT.
  • This program may be stored in the ROM 56 in advance. However, in some cases, the program may be installed from an external system into the work area of the controller 55 via the RAM 57 using a communication line or a portable memory. Also good.
  • Data such as frame data and image data processed by the image processor 54 or being processed is stored in the image memory 53 so as to be readable and writable.
  • the image memory 53 for example, a large-capacity recording medium (nonvolatile and readable / writable) such as a hard disk is used.
  • the frame memory 58 is used to display reconstructed panorama image data, panorama image data to be post-processed, and the like.
  • the image data stored in the frame memory 58 is displayed on the screen of the monitor 60 at a predetermined cycle.
  • a controller (CPU) 55 controls the overall operation of the components of the apparatus in accordance with a program that is preliminarily stored in the ROM 56 and handles the entire control and processing. Such a program is set so as to interactively receive operation information for each control item from the operator. Therefore, the controller 55 is configured to be able to execute collection (scanning) of frame data and the like, as will be described later.
  • the jaw of the patient P is positioned inside the scan unit 10, that is, in the imaging space IS without moving.
  • the X-ray tube 31, the collimator 33, and the detector 32 rotate along the ring body 21, that is, along the trajectory OB.
  • the high voltage generator 12 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 under the control of the controller 55.
  • 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.
  • This pulse drive may use a half-wave rectified drive signal or a DC drive type drive signal using an inverter circuit.
  • the X-rays pass through the patient's jaw (dental portion) located at the imaging position and enter the detector 32.
  • the detector 32 directly detects incident X-rays, and sequentially outputs corresponding two-dimensional frame data (eg, 64 ⁇ 1500 pixels) of digital quantity at a very high frame rate (eg, 300 fps). To do.
  • the frame data is sent to the computer 11 via the communication line 47 and temporarily stored in the buffer memory 52 via the interface 51.
  • the temporarily stored frame data is then transferred to the image memory 53 and stored.
  • two-dimensional panoramic images that are often used for medical treatment in the past and pseudo three-dimensional panoramic images (transmission images) reconstructed along the contours of the jaws are applied by the tomosynthesis method. Reconfigured.
  • the jaw of the subject P is positioned in the imaging space IS inside the ring body 21. Therefore, the X-rays emitted from the X-ray tube 31 are collimated by the collimator 33 and are irradiated toward the subject P as an X-ray beam XB.
  • the X-ray beam XB passes through the jaw of the subject P, enters the detection surface of the detector 32, and is directly converted into an electric signal of a digital quantity for each pixel by the X-ray detection elements arranged on the detection surface.
  • the frame data is output from the detector 22 at a high frame rate as described above.
  • This frame data is collected intermittently (for example, every 300 fps) at predetermined intervals while the X-ray tube 31 (and the collimator 33) and the detector 32 move along the orbit OB.
  • the X-ray tube 31 and the detector 32 rotate around the jaw while being positioned diagonally opposite each other or facing each other across the forehead portion of the subject P. It is characterized by that. “The X-ray tube 31 and the detector 32 face each other” means the central axis of the X-ray beam XB irradiated from the X-ray tube 31 (the central axis of the beam spread when the X-ray beam is projected onto the XY plane) ) Means a state orthogonal to the detection surface of the detector 32.
  • the X-ray tube 31 and the detector 32 face each other obliquely means that the central axis of the X-ray beam is not at an angle other than 90 ° with respect to the detection surface of the detector 32 (0 ° ⁇ angle ⁇ 90 °. ).
  • dental panoramic imaging devices are also required to provide high-resolution images and to save power and be small and light.
  • the scanning unit that is, in this embodiment, the trajectory in which the X-ray tube 31 and the detector 32 move in the scanning apparatus 10 is circular.
  • the circular orbit OB is formed by the ring body 11.
  • the diameter of the ring body 11 is made as small as possible.
  • the ring body 11 only needs to be large enough to accommodate the head of the subject because the imaging target is the jaw and further the dentition.
  • the ring body 11 has an inner diameter of about 240 mm, for example, and has an outer diameter of about 270 mm. That is, the diameter of the track OB is about 270 mm as an example.
  • the scanning device 10 can be reduced in size and weight as compared with the conventional one.
  • the center of the circular orbit OB that is, the distance from the rotation center O to the X-ray tube 31 and the rotation center O to the detector 32.
  • the distances are equal.
  • the trajectory according to the present invention is not necessarily limited to this, and the distance from the rotation center O to the X-ray tube and the distance from the rotation center O to the detector may be different from each other. That is, the X-ray tube and the detector can independently rotate along two circular orbits having different diameters. In this case, it is easier in design if the two circular orbits are coaxial.
  • the intensity of X-rays irradiated by the X-ray tube 31 can be reduced if the same X-ray dose is assumed.
  • the X-ray intensity itself attenuates in proportion to the square of the distance, and if the same detector width and pixel size, the attenuation is equivalent to the cube of the distance.
  • the required X-ray intensity can be reduced.
  • the distance between the X-ray tube 31 and the detector 32 is designed to be smaller than that of the conventional panoramic imaging apparatus, and the current I flowing through the X-ray tube 31 is set to a value of about 750 ⁇ A. It can be suppressed.
  • the value of this current I is about 1/10 or less of the conventional value. For this reason, a separate room (radiation imaging room) as a radiation management area, which was necessary in the case of the conventional panoramic imaging apparatus, is not necessary, and the radiation management area is made into an imaging space IS in which the X-ray tube 31 and the detector 32 rotate. Can be stopped.
  • the scanning device 10 can be attached to the patient P being treated, a tomographic image of the dentition can be acquired while performing the treatment (while the patient P is not sitting on the treatment chair).
  • the X-ray tube current I is small, the exposure dose is also reduced, so that the whole body is pre-scanned roughly without requiring skill, and the headrest is controlled so that the angle of the jaw is optimally positioned and the treatment site is accurately determined. It is also possible to perform a variety of shooting such as scanning.
  • the X-ray extraoral imaging apparatus 1 reconstructs an image of a tomographic plane along a dentition that forms a horseshoe shape of the jaw of the subject by the tomosynthesis method.
  • the position of the dentition TR is not located at the geometric center O in the XY plane of the scanning device 10 but is closer to the front side of the jaw.
  • a cervical vertebra CS as an obstacle at the time of scanning is located behind the dentition TR. Even if the dentition TR itself is taken, there is an overlap of teeth.
  • route of the X-ray beam XB is selected for every X-ray irradiation angle (theta) so that the overlap may not be reflected as much as possible, and as much as possible avoids the cervical vertebra CS, and may pass along a dentition.
  • the path takes a value that is orthogonal or close to orthogonal to the dentition TR (note that “orthogonal” means “the X-ray beam passes between the teeth. "I want to do it", not necessarily 90 degrees). For this reason, scanning along such a path is called so-called orthogonal imaging.
  • the path of the X-ray beam XB is set as shown in FIG. 3, for example.
  • FIG. 3 shows an X-ray tube 31, a detector 32, a dentition TR of the jaw of the subject P, and a 3D (three-dimensional) reference tomographic plane SS along the dentition TR.
  • the positional relationship for each X-ray irradiation angle (scan angle) ⁇ with the path of the X-ray beam XB is projected onto the XY plane.
  • the 3D reference tomographic plane SS is called as such in the sense of pseudo three-dimensional because the tomographic plane adopted as the reference plane is not a mere plane but has a three-dimensional space spread. .
  • the “X-ray beam” is an X-ray that is emitted from the X-ray tube 31 and collimated by the collimator 33.
  • the (path) direction of the X-ray beam (that is, the X-ray irradiation angle) is the X-ray focal point of the X-ray tube 31 and the center position of the X-ray incident on the detection surface of the detector 31 (projected on the XY plane in FIG. 3). The direction of the line connecting the center position).
  • the position and direction of the X-ray beam path are set so as to vary depending on each position along the tooth row TR.
  • the contour (shape) when this dentition TR is projected onto the XY plane has individual differences. For this reason, in the present embodiment, a statistically standard contour is adopted.
  • This standard contour is substantially horseshoe-shaped, and is also known, for example, from the document “R. Molteni,“ A universal test phantom for dental panoramic radiography ”MedicaMudi, vol. 36, no.3, 1991”.
  • a 3D reference tomographic plane SS is set along this contour.
  • the 3D reference tomographic plane SS is a cross-section (virtual plane) having a pseudo three-dimensional expansion that rises along the Z-axis direction from the illustrated position.
  • the 3D reference tomographic plane SS is prepared in advance on the apparatus side.
  • the 3D reference tomographic plane SS may be selected from a plurality of tomographic planes prepared in advance on the apparatus side before imaging. That is, although it is a fixed cross section as the 3D reference tomographic plane SS, the position of the 3D reference tomographic plane SS can be changed within a certain range in the depth (front-rear) direction of the dentition by such a selection operation. It may be.
  • the path direction (that is, the X-ray irradiation direction) at each X-ray irradiation angle ⁇ is set so that the path of the X-ray beam XB passes through the cervical spine as much as possible.
  • the path of the X-ray beam XB is set with priority given to avoiding the influence of the tooth overlap and the cervical spine as a noise component.
  • the X-ray irradiation angle ⁇ corresponds to a rotation angle when viewed from the X-ray tube unit 31U and the detector unit 32U. For this reason, this angle ⁇ is also a rotation angle, an X-ray irradiation angle, and a scan angle. Hereinafter, this angle ⁇ is properly used as necessary.
  • the X-ray beam XB path setting method that emphasizes orthogonal imaging shown in FIG. 3 is representative of setting a desired path position, and the path of the X-ray beam XB is not necessarily set at each position of the dentition. Does not mean that it is exactly orthogonal to the dentition, and does not mean that the setting of a path for photographing other than the above-described orthogonal photographing is excluded.
  • the X-ray tube 31 (collimator 33) and the detector 32 are located at the center position of the front tooth portion of the dentition TR, as can be seen from FIG. Facing each other. That is, the path of the X-ray beam XB passes through the geometric center O of the ring body 12. However, as the path of the X-ray beam XB moves from the center position of the front tooth toward the left and right molar parts, the path passes along a trajectory deviating from the geometric center O. Furthermore, the path moves so as to approach the center O as it proceeds to the back of the molar part. In the present embodiment, this path passes through the center O again.
  • the path of the X-ray beam XB is set so that “orthogonal imaging” can be performed by giving priority to the shape of the dentition TR to be imaged over the geometric center O.
  • the X-ray tube 31 (and the collimator 33) and the detector 32 can be rotated independently of each other along the circular orbit OB, and the collimator 33 is moved with respect to the X-ray tube 11. It is configured to be movable.
  • the dentition TR is not positioned at the geometric center O of the ring body 12, the X-ray tube 31 and the detector 32 are moved along the circular orbit OB, and orthogonal imaging is performed.
  • the distance between the dentition TR and the X-ray tube 31 changes greatly for each value of the X-ray irradiation angle ⁇ . That is, the enlargement ratio when the dentition is scanned changes for each X-ray irradiation angle ⁇ .
  • the enlargement ratio is the ratio between the actual size of the tooth and the size of the projected image formed on the detection surface of the detector 32 by the shadow of the tooth. This will be described with reference to FIG. For this reason, the image processing method described above also includes processing for eliminating or reducing the influence of the enlargement ratio. This will be described later together with the overall image reconstruction process.
  • the X-ray tube 31 and the detector 32 rotate independently of each other along a circular orbit OB having a geometric center O (fixed).
  • the path of the X-ray beam XB at each position of the rotation angle ⁇ does not necessarily pass through the geometric center O. It can be said that the path of the X-ray beam XB is set without being trapped by the geometric center O by giving priority to orthogonal imaging rather than passing through the geometric center O.
  • the path of the X-ray beam XB passing through the geometric center O passes through one point in the central part of the anterior tooth and one point in each of the left and right molar parts during a single scan. It is only a place (see FIG. 3).
  • the rotational angular velocity V ⁇ of the detector 32 moving on the track OB is controlled according to the position on the track OB. Therefore, for example, as shown in FIG. 5, the rotational angular velocity V ⁇ A when the detector 32 passes through a certain angle range A (part of the molar portion) passes through another angle range B (part of the front tooth portion). greater than the rotational angular speed V [theta] B to.
  • the X-ray beam XB is incident at regular intervals. This means that the number of photons of X-rays incident on the detector 32 changes according to the position of the orbit OB.
  • the tube current I depends on the rotational position of the detector 32 on the trajectory OB, that is, the rotational position of the counterpart X-ray tube 31 on the trajectory OB. Is adjusted.
  • the angle range facing the tube current I A of the X-ray tube 31 when moving the angular range A'facing the angular range A in orbit OB the different angle ranges B B' Is relatively lower than the tube current I B that moves.
  • the characteristic of the rotation angle ⁇ versus the tube current I is generally expressed as shown in FIG. That is, when scanning the left and right molar parts, the value of the tube current I is increased compared to when scanning the front tooth part.
  • the maximum value of the tube current I is set to a value that does not require the above-described separate room (radiation imaging room).
  • the correction characteristic of the tube current I shown in FIG. 8 is stored in advance in a ROM lookup table described later.
  • the tube current I is also controlled for each X-ray irradiation angle.
  • the path of the X-ray beam XB is set so as to capture the desired scan angle ⁇ while avoiding the cervical spine as much as possible. Is difficult to set.
  • the path of the X-ray beam XB through the cervical spine is included. Therefore, when the X-ray beam is irradiated along the path passing through the cervical spine, the tube current I may be controlled so as to increase the X-ray intensity accordingly.
  • the tube voltage applied to the X-ray tube 21 may be adjusted instead of or together with the method for adjusting the tube current as described above.
  • the tube voltage is increased, the number of X-ray photons increases.
  • the tube voltage is decreased, the number of photons decreases, so that the same adjustment function as that of the tube current can be exhibited.
  • the acquisition time of X-ray transmission data may be controlled. This concept will be described with reference to FIGS.
  • the X-ray tube 31 moves a distance xi along the trajectory OB, and the detector 32 is also the same. It moves by a distance of di along the trajectory OB.
  • the value of the predetermined time Ti may be determined so that the count of the number of photons in the detector 32 is substantially the same.
  • the position and orientation of the collimator 33 are also controlled according to the line connecting the X-ray tube 31 and the detector 32, that is, the X-ray irradiation direction as described above.
  • the position of the collimator 33 refers to the position along the XY plane perpendicular to the direction of the X-ray beam XB with respect to the X-ray tube 31 of the collimator 33.
  • position of the collimator 33 means the attitude
  • the reason why the position and orientation of the collimator 33 are controlled in this way is that the position of the detector and the X-ray tube is not always opposite because the scanning method in the present embodiment realizes the panoramic imaging described above in a circular orbit. It depends on not. This is based on the fact that the scanning method in the present embodiment is based on the above-described orthogonal imaging. If the X-ray tube 31 and the detector 32 are always facing each other, the position and posture of the collimator 23 may be fixed. However, as can be seen from FIG. 3, the detector 32 is positioned relative to the X-ray tube 31 at most rotation angle ⁇ positions except for the center of the front tooth portion of the dentition TR and each point on the left and right molar portions.
  • the position and / or orientation of the collimator 33 is required to accurately make the X-ray beam XB incident on the detection surface of the detector 32. Need to be controlled appropriately.
  • the collimator 33 may control only one of the position and orientation according to the rotation angle ⁇ of the X-ray tube 21 for convenience.
  • the scanning apparatus 10 detects that the rotation sensors 36 and 37 that detect the rotational positions of the X-ray tube 31 and the detector 32 and the jaw of the subject P have moved to scan.
  • a motion sensor 38 is provided.
  • the rotation sensors 36 and 37 may be obtained by calculation from the number of pulses of the motor driving pulse signal instructed by the controller.
  • a rotation control pattern in which the horizontal axis is the rotation angle ⁇ and the vertical axis is the rotation angular velocity V ⁇ is stored in advance in the LUT of the ROM 56 described later as a reference function.
  • this rotation control pattern is an X-ray tube 31, a detector 32, and a detector that are necessary for achieving so-called “orthogonal imaging” and reducing lateral density unevenness of a panoramic image.
  • This is a reference function that defines the positional relationship of the dentition TR of the jaw of the subject P for each rotation angle ⁇ . Therefore, the reference function is based on at least one of the tube current adjustment factor and the data collection time adjustment factor among the above-described density unevenness countermeasures in addition to the speed control factor necessary for orthogonal imaging. Are prescribed in advance.
  • FIG. 12A defines the rotational angular velocity V ⁇ for each rotational angle ⁇ that the X-ray tube 31 should take.
  • FIG. 12B defines a rotational angular velocity V ⁇ for each rotational angle ⁇ that the detector 32 should take.
  • the graph that defines the rotation angle ⁇ the rotation angular velocity V ⁇ is set so that the magnitude relationship draws a trajectory opposite or close to that of FIG.
  • ⁇ Scan> Furthermore, a pre-scan for checking the jaw angle and a main scan for data collection performed in the X-ray extraoral imaging apparatus 1 according to the present embodiment will be described.
  • Pre-scan In this X-ray extraoral imaging apparatus 1, since the amount of X-ray exposure to the patient in one scan is small, the pre-scan is performed prior to the main scan to collect image data (frame data) for actual medical treatment. Perform a scan. Even when pre-scanning is performed, the patient's X-ray exposure can be kept low. Pre-scanning is a method of collecting data at a high speed by reducing the current by reducing the pixel size.
  • the controller 55 When this pre-scan is started, the controller 55 first reads position information from the position detectors 36 and 37 in step S1, and calculates the positions of the X-ray tube 31 and the detector 32 on the trajectory OB. Next, in step S2, the controller 55 determines whether or not the calculated position is an initial position. If the calculated position is not the initial position, the process proceeds to step S3. In step S3, the motors 42 and 52 are rotated to return the X-ray tube 31 and the detector 32 to the preset initial positions on the orbit OB. In this case, the position and posture of the collimator 33 with respect to the X-ray tube 31 are fixed at a predetermined position.
  • the controller 55 monitors the operation signal of the operator transmitted from the operation device 61 in step 4. While waiting, it is determined whether or not to start pre-scanning.
  • step S4 determines whether the operator commands the start of scanning.
  • prescan conditions are not necessarily the same as the main scan conditions, and various conventionally known panoramic image processing methods may be set.
  • step S6 the controller 55 again reads the rotational position information from the position detectors 36 and 37, and calculates the current rotational position along the trajectory OB of the X-ray tube 31 and the detector 32.
  • step S7 the controller 55 determines whether or not the scan is completed based on this rotational position. That is, whether or not the X-ray tube 31 and the detector 32 have both moved along a trajectory OB while moving within a set rotation angle (for example, 210 °) and have reached the end point of a predetermined rotation position. Determine whether.
  • a set rotation angle for example, 210 °
  • step S7 determines whether the end point has been reached. If the determination in step S7 is YES, that is, the end point has been reached, the controller 55 returns the X-ray tube 31 and the detector 32 to their initial positions on the trajectory OB in steps S8 and S9 in the same manner as described above. End scanning control.
  • step S7 that is, if the X-ray tube 31 and the detector 32 have not yet reached their end points, the process returns to step S6 and is repeated.
  • the image processor 54 applies the tomosynthesis method at the time of main scanning, which will be described later, to the prescan frame data collected in this way.
  • the three-dimensional (pseudo-pseudo) that is automatically optimally focused along the direction in which the focus of the X-ray tube is always taken in consideration of the spatial actual position of the object.
  • Reconstruct a 3D panoramic image The reconstructed three-dimensional panoramic image is formed by bundling four adjacent pixels into one at each position on the image.
  • the panoramic image is reduced in size and has a rough image quality, but it is sufficient for position confirmation of the tooth row TR and the like. Since the X-ray dose doubles the scanning speed and the tube current becomes 1/2, the total X-ray dose becomes 1/4. Thereby, X-ray exposure amount also decreases.
  • the operator observes the reconstructed three-dimensional panoramic image and confirms whether or not the dentition TR is accurately captured or the angle of the jaw (neck) is accurate. If necessary, correct the jaw positioning.
  • the chin since the cervical vertebra CS is reflected in this panoramic image, the chin (so that the X-ray beam from the X-ray tube 31 when passing around the back passes as much as possible between the cervical vertebra CS and becomes a good image. Also correct the angle of the neck.
  • the controller 55 reads a scan control program stored in advance in the ROM 56 into the work area and sequentially executes the program.
  • step S11 the controller 55 first reads position information from the position detectors 36 and 37 in step S11, and calculates the positions of the X-ray tube 31 and the detector 32 on the orbit OB.
  • step S12 the controller 55 determines whether or not the calculated position is an initial position. If the calculated position is not the initial position, the process proceeds to step S13.
  • step S13 the motors 42 and 52 are rotated to return the X-ray tube 31 and the detector 32 to the preset initial positions on the orbit OB.
  • the controller 55 monitors the operation signal of the operator transmitted from the operation device 61 in step 14. While waiting, it is determined whether or not to start the main scan.
  • step S14 If the determination in step S14 is YES, that is, if the operator instructs the start of the main scan, the controller 55 shifts the process to step S15, and sets the reference functions (rotation patterns) of the X-ray tube 31 and the detector 32, respectively. Read from the LUT of the ROM 56 and start the main scan based on the reference function.
  • this reference function as shown in FIGS. 12A and 12B, the horizontal axis represents the rotational position ⁇ and the vertical axis represents the rotational angular velocity V ⁇ .
  • step S16 the controller 55 again reads the rotational position information from the position detectors 36 and 37, and calculates the current rotational position along the trajectory OB of the X-ray tube 31 and the detector 32.
  • step S17 the controller 55 determines whether or not the scan has ended based on this rotational position. That is, whether or not the X-ray tube 31 and the detector 32 have both moved along a trajectory OB while moving within a set rotation angle (for example, 210 °) and have reached the end point of a predetermined rotation position. Determine whether.
  • a set rotation angle for example, 210 °
  • step S17 If the determination in step S17 is YES, that is, the end point has been reached, the controller 55 returns the X-ray tube 31 and the detector 32 to their initial positions on the orbit OB in steps S18 and S19 as described above. End scanning control.
  • step S17 that is, if the X-ray tube 31 and the detector 32 have not yet reached their end points
  • the controller 55 proceeds to the process of step S20.
  • the rotational angular velocity V ⁇ corresponding to the current rotational position ⁇ of the X-ray tube 31 and detector 32 detected in step S16 is calculated. That is, the controller 55 refers to the LUT in the ROM 56 and applies the current rotational position ⁇ to the functions shown in FIGS. 12A and 12B, thereby determining the rotational angular velocity V ⁇ to be commanded at present.
  • step S21 the controller 55 calculates the tube current I supplied to the X-ray tube 21 according to the current rotational position ⁇ .
  • the intent of this calculation is to correct the difference in the number of X-ray photons detected by the detector 22 as described above. Note that, as described above, when the change in density unevenness can be sufficiently suppressed in the data collection time, the tube current I adjustment process need not be executed.
  • step S22 the controller 55 calculates a command value for controlling the position / posture of the collimator 33 using the rotation angle ⁇ of the X-ray tube 31 and the detector 32 obtained in step S20 described above.
  • This command value is calculated as a drive signal for the drive unit 34 that drives the collimator 33.
  • the rotational speed V of the X-ray tube 31 and the detector 32, the tube current I of the X-ray tube 31, and the command value of the position / posture of the collimator 33 are obtained. Is given to the motors 42, 52, 34 and the high voltage generator 12.
  • the X-ray tube 31 receives a pulse drive signal from the high voltage generator 12 according to the predetermined tube voltage V and the calculated tube current I, and generates X-rays having the intensity and the number of photons according to the drive signal. Further, the X-ray tube 31 and the detector 32 move (rotate) along the orbit OB at mutually independent rotational speeds by, for example, pulse driving of the motors 42 and 52.
  • the X-ray beam irradiated from the X-ray tube 31 is collimated by the collimator 33 so that the detection surface of the detector 32 can be accurately directed.
  • the X-ray beam XB can always reliably enter the detection surface of the detector 32.
  • step S16 the processing of the controller 55 is returned to step S16, and the above-described steps S16 to S23 are repeated until the scan is completed and the initial position is returned.
  • the X-ray tube 31 and the detector 32 (and the collimator 33) in the initial position start to move on the circular orbit OB with the start of the rotational drive (FIG. B)). While performing this movement, X-rays are emitted from the X-ray tube 31 at regular intervals.
  • the path of the X-ray beam XB is a path dedicated to predetermined orthogonal imaging or the like, and is set to be orthogonal to the dentition TR as much as possible.
  • the X-ray tube 31 and the detector 32 move so as to go around the front side of the jaw of the subject P (FIGS. 15C and 15D).
  • the controller 55 also constantly monitors the signal of the motion sensor 38, and when the movement of the subject P is detected, the scan is stopped in response to an instruction from the operation device 61 or a separate emergency switch (not shown). And warn of this. As a result, re-imaging can be performed when the subject P moves annoyed by the scan, or when the subject P moves carelessly and image quality cannot be guaranteed.
  • 3D reconstruction is performed that accurately grasps the actual position of the dentition in the imaging space IS, as will be described later.
  • the projection is performed from the 3D reference tomographic plane SS along the oblique irradiation direction of the X-rays sandwiching the X-ray tube 31, and an imaging target (entity) such as a dentition is projected.
  • an imaging target such as a dentition is projected.
  • a three-dimensional position is identified with high accuracy.
  • imaging including the process of position identification will be described.
  • This calibration is characterized in that a phantom that imitates the dentition of the subject P is used in this embodiment.
  • FIG. 16 shows a partially broken appearance of the phantom (phantom device) 101.
  • This phantom 101 is a universal phantom capable of measuring parameters necessary for such calibration in one piece.
  • the phantom according to the present invention is not necessarily limited to this all-purpose phantom, and various forms are possible as long as parameters necessary for 3D image reconstruction can be calibrated as will be described later. Of course, it can be deformed. Some of these variations are also described later.
  • the universal phantom 101 includes a plate-like base 111 and a top plate 112 made of a transparent resin, and a plurality of support columns 113 sandwiched between the base 111 and the top plate 112. These columns 113 (113 ′) are provided with metal markers having X-ray transmittances different from those of the resin material, as will be described later.
  • the kind of resin is an acrylic resin, for example, the X-ray transmittance should just differ from that of a marker.
  • the resin is transparent because the marker is easy to see.
  • Each of the pillars 113 (113 ′) is fixed by inserting upper and lower ends thereof into the base 111 and the top plate 112. This will be described in detail below.
  • the base 111 has a square plate shape as shown in FIGS. 16 and 17 and is made of a transparent resin member.
  • the reference plane trajectory ORs when the three-dimensional reference tomographic plane SS is projected onto the XY plane and the reference plane trajectory ORs outside the reference plane trajectory ORs by a predetermined distance DS, for example, 20 mm.
  • a predetermined distance DS for example, 20 mm.
  • an outer surface trajectory ORouter drawn in parallel is set.
  • a square planting hole 111A is formed. Note that the distance DS between the two orbits ORs and ORouter does not necessarily need to be set to 20 mm, and may be any value that can calculate parameters described later with higher accuracy within a limited size relationship.
  • the plurality of columns 113 are each formed as a prism made of resin such as acrylic as shown in FIGS.
  • Each column 113 includes a columnar column main body 113A having a fixed length, and a quadrangular columnar projection 113B integrally projecting from the upper and lower ends thereof.
  • pillar main bodies are the cross-sectional sizes orthogonal to the longitudinal direction, for example, are 5 mm x 5 mm, and the length is 92 mm.
  • the size of each protrusion 113B is a cross section smaller than that of the column main body 113A, and has a length of about 5 mm, for example.
  • 1st, 2nd, and 3rd markers 114, 115, and 116 for calibration are arranged on one side of each support body 113A.
  • These markers 114, 115, and 116 are all small rods made of aluminum or brass, and the diameter thereof is, for example, 0.6 mm.
  • the first and second markers 114 and 115 are disposed laterally at positions separated from the upper end and the lower end of the column main body 113A by a predetermined distance, for example, 10 mm and 15 mm, respectively.
  • a semicircular cross-section with a diameter of 0.6 mm is put on the surface of the column main body 11A, and first and second markers 114 and 115 as small-diameter rods are fixed to the cut portion.
  • the third marker 116 is fixed along the vertical direction centering on a position 30 mm away from the upper end of the column main body 113A, for example.
  • the third marker 116 has a certain length, and the length is, for example, 20 mm.
  • the third marker 116 is implanted in the same manner as the first and second markers 114 and 115 described above.
  • the dimensions of the support pillar 113 and the marker position described above are merely examples, and can be designed with other appropriate dimensions.
  • the phantom 113 ′ disposed along the outer surface track ORouter is configured as shown in FIG. 19.
  • an interesting feature is that the phantom 113 shown in FIG. 18 is turned upside down to form the phantom 113 ′ in FIG.
  • the second and first markers 115 and 114 are also positioned laterally near the upper and lower ends in each phantom 113 ′, and are positioned vertically at a position near the first marker 114. Since the marker installation method is exactly the same, when assembling the phantom 101, it is only necessary to change the direction upside down between the reference surface track ORs and the outer surface track ORouter. Can be lowered.
  • the implantation direction and length of the first and second markers 114 and 115 and the third marker 116 are different from each other.
  • the reason for this is that calibration requires measurement of different parameters, and different types of markers having shapes corresponding to the attributes of the parameters are required.
  • the present embodiment is also characterized in that all necessary types of markers are efficiently and efficiently disposed in one phantom 101. Therefore, there is an effect that it is not necessary to use a plurality of phantoms according to the type of parameter.
  • the first and second markers 114 and 115 are information on the distance relationship between the X-ray tube 31, the detector 32, the rotation center RC, and the 3D reference tomographic plane SS existing in the imaging space, and X-rays. This is a marker for obtaining information on the height position of the tube 31 with respect to the detector 32.
  • the first, second, and third markers 114, 115, and 116 present in the reference plane trajectory ORs and the outer plane trajectory ORouter are reflected in the reference plane panorama image and the outer plane panorama image.
  • the reference plane panorama image is depicted as shown in FIG. That is, from the geometrical relationship shown in FIG. 20B, the reference plane panoramic image has, from the top, the first marker 114 (ORs) in the reference plane trajectory ORs and the second in the outer plane trajectory ORouter.
  • Marker 115 (ORouter), a third marker 116 (ORs) in the reference plane trajectory ORs, a third marker 116 (ORouter) in the outer plane trajectory ORouter, and a second marker in the reference plane trajectory ORs 115 (ORs) and the first marker 114 (ORouter) in the outer surface orbit ORouter are drawn in black in this order.
  • the separation distance of the outer surface track ORouter from the reference surface track ORs and the vertical position of each marker are set so as to be drawn in such a sequence.
  • the images of the markers 114 (ORouter), 115 (ORouter), and 116 (ORouter) in the outer surface track ORouter are more blurred than those images in the reference surface track ORs. If the panoramic image is reconstructed by changing the shift-and-add amount and focusing on the outer tomographic plane, the relationship between the degree of the blur, that is, whether or not the image is the optimum focus is reversed.
  • the images of the four markers 114 (ORs), 115 (ORouter), 115 (ORs), and 114 (ORouter) are drawn as horizontal black lines, the X-ray tube 31, the detector 32, and the rotation center. It is used to measure the parameters of the distance relationship between the RC and the reference tomographic plane SS and the parameters of the height position of the X-ray tube 31 with respect to the detector 32.
  • the phantom 101 can provide necessary and sufficient position information with a single scan regarding the distance and height of the imaging system in the imaging space. For this reason, this phantom 101 exhibits versatility capable of independently measuring different types of parameters.
  • the top plate 112 is not necessarily provided.
  • the markers 114, 115, and 116 are required to maintain a highly accurate spatial position for the plurality of support columns 113 implanted in the base 111. For this reason, in order to prevent the support
  • the movement of the rotation center RC is generalized, that is, not limited to the case of moving along the above-described straight line, but generalized so that it can cope with any movement. explain.
  • FIG. 21A shows a state of the X-ray tube 31 and the detector 32 that rotate (move) along the curved trajectories T S and T D that face each other around the substantially horseshoe-shaped dentition.
  • X-ray tube 31 is rotated along one track T S
  • the detector 32 is rotated along the other track T D. That is, the X-ray tube 31 and the detector 32 rotate as a pair, but the rotation center (rotation center) RC of the pair also moves.
  • the example of FIG. 5A representatively shows a state where the rotation center RC moves.
  • the rotational center RC of the pair of the X-ray tube 31 and the detector 32 is at the position O
  • the focal position of the X-ray tube 31 is S 1
  • the width direction of the detector 32 is
  • the center position is C 1
  • the rotation radius of the X-ray tube 31 (hereinafter, X-ray tube / rotation center distance) is R S
  • the rotation radius of the detector 32 (hereinafter, detector / rotation center distance) is R D
  • the rotation center distance from RC position O to the point Q with teeth hereinafter, the center of rotation, the reference tomographic plane distance) to D
  • the distances Rs and Rd are fixed values.
  • the distance the X-ray tube and rotating center distance Rs between the X-ray tube position S 2 rotational center position O and (S 2), and a rotating center position O (S 2) and the detector center position C2 Is the detector-rotation center distance Rd
  • the distance between the rotation center positions O (S 1 ) and O (S 2 ) is ⁇ 1
  • the rotation center position O (S 2 ) is reconstructed.
  • the distance from the position Q is D- ⁇ 1
  • the line segment perpendicular to the reconstructed position Q to the line segment O (S 2 ) -C 2 is (D- ⁇ 1 ) sin ⁇ 1
  • the perpendicular line the distance between the intersection point B and the rotational center position O (S 2) becomes (D- ⁇ 1) cos ⁇ 1 .
  • the left side ⁇ x / ⁇ Fi of the equation (4) is called a gain (change rate of shift and add amount).
  • This gain ⁇ X / ⁇ Fi indicates the change rate of the shift and add amount in the tomosynthesis method (that is, shift and add operation) in which a plurality of frame data are shifted and added to each other.
  • R S + R D in the right side of the equation (4) represents a distance between the detector and the X-ray tube (distance between the detector and the X-ray tube), and R S + (D ⁇ M) is “ The distance between the X-ray tube and the focal point (focal position / distance between X-ray tubes) corrected by the moving distance ⁇ 1 ”between the rotation center positions O (S 1 ) and O (S 2 ). ing. (D ⁇ M) represents the distance between the position of the new rotation center and the reconstruction point Q, which is subtracted by the moving distance ⁇ .
  • the curve of gain ⁇ X / ⁇ Fi (hereinafter simply referred to as “gain curve”) is the detector-X-ray tube distance R S + R D , and the focal position / X-ray tube distance R S + (D ⁇ M).
  • the distance between the rotation center and the reconstruction point (DM), and the angular velocity curve ⁇ / ⁇ Fi (see FIG. 27) representing the relationship between the frame data Fi and the rotation angle ⁇ . If this gain curve is integrated so that the center position of the front teeth becomes the center position of the image, a panoramic image in focus at a position of the distance D from the rotation center RC is reconstructed at each rotation angle. Can do.
  • the magnitude of the above-described gain ⁇ X / ⁇ Fi is different in concept from that of a normal electric circuit or the like.
  • the gain ⁇ X / ⁇ Fi is larger, the frame data are mutually exchanged.
  • the overlay amount (shift amount) of the frame data when adding is small.
  • the smaller the gain ⁇ X / ⁇ Fi the larger the overlay amount.
  • the parameters listed here are In the structural analysis, the X-ray tube / rotation center distance R S , the X-ray tube / rotation center distance R S , the height B1 of the X-ray tube 31 with respect to the detector 32 in the Z-axis direction, and In the calibration, gain ⁇ x / ⁇ Fi, X-ray irradiation angle ⁇ , angular velocity curve ⁇ / ⁇ Fi, rotation center / reference tomographic plane distance D, correction term M, coordinates of moving rotation center RC on the XY plane (CX, CY ) It is.
  • the calibration parameters “ ⁇ x / ⁇ Fi, ⁇ , ⁇ / ⁇ Fi, D, M, (CX, CY)” are stored and updated as a lookup table LUT of the input value Fi.
  • Process 1 Phantom installation and X-ray imaging (scan) for calibration
  • Process 2 Calculation of gain ⁇ x / ⁇ Fi profile
  • Process 3 Calculation of X-ray irradiation angle ⁇ deviation (actual projection angle ⁇ ′))
  • Process 5 Calcululation of parameters Rs, Rd, B1
  • Process 6 calculation and update of parameters ⁇ x / ⁇ Fi, ⁇ , ⁇ / ⁇ Fi, D, M, (CX, CY): calibration
  • Process 7 (3D reconstruction by extracting the actual position of the dentition) Is mentioned.
  • This processing is executed in the flowchart shown in FIG. 23, which is executed by the controller 55 and the image processor 54 in cooperation. This will be described along this flowchart.
  • the controller 55 instructs the operator with a screen or a voice to install the phantom 101 at a predetermined position in the imaging space IS of the X-ray extraoral imaging apparatus 1 (step S31).
  • This predetermined position is the position of the chin rest 25 on which the patient P places his / her chin during imaging.
  • the controller 47 instructs the operation device 58 to execute the calibration scan (step S32).
  • the controller 55 reads the calibration scan program stored in advance in the ROM 61 into the work memory.
  • the controller 55 rotates the X-ray tube 31 with the collimator 33 and the detector 32 around the phantom.
  • pulsed X-rays are exposed from the dotted X-ray focal point of the X-ray tube 31.
  • This pulse X-ray is collimated by the collimator 33 to become a fan-shaped X-ray beam.
  • This X-ray beam passes through the phantom and enters the detection surface of the detector 32.
  • the detector 32 detects X-rays through the phantom, and outputs digital electric quantity frame data corresponding to the X-rays at regular time intervals (for example, 300 fps).
  • the X-ray tube 31 and the detector 32 do not simply go around the phantom, but follow the trajectory away after the position of the rotation center RC on the line connecting the two approaches the front side of the phantom. Rotate. In other words, during actual scanning, the closer to the front teeth of the dentition, the closer the rotation center RC approaches the dentition and the position of the rotation center RC shifts.
  • the rotational positions and angular velocities of the X-ray tube 31 and the detector 32 are individually controlled so as to allow this movement.
  • the frame data output from the detector 32 is temporarily stored in the buffer memory 53.
  • the image processor 53 reconstructs a reference plane panoramic image of the reference tomographic plane SS based on the tomosynthesis method using the frame data (step S33).
  • the image processor 54 obtains the gain ⁇ X / ⁇ Fi (step S34).
  • a pillar marker of the phantom 101 arranged at each reference plane position following the trajectory along the reference tomographic plane SS for each X-ray irradiation angle ⁇ is depicted at the center.
  • the frame data number Fi 0 is determined. This determination may be made while the operator visually observes the reference plane panoramic image.
  • the phantoms of the pillars arranged at every X-ray irradiation angle ⁇ are naturally reflected in the outer surface position that follows the trajectory of the tomographic surface 20 mm outside the reference tomographic surface SS.
  • a superimposition amount (shift and add amount) X of the frame data Fi that is most focused on the phantom of each support column at the reference plane position is obtained.
  • the operator operates the controller 58 while observing the reference plane panoramic image, and repeats the method of observing the blur of the image by superimposing the frame data Fi on both sides of the central frame data Fi 0 by trial and error. Decide.
  • the center frame data Fi 0 corresponding to the markers of the respective struts along the reference tomographic plane SS and the optimum overlay amount X are determined, these data are smoothly connected to form the overlay amount profile Px.
  • a gain ⁇ X / ⁇ Fi for each set value of the X-ray irradiation angle ⁇ is obtained from the profile Px.
  • the image processor 54 receives an instruction on the degree of calibration based on an instruction from the controller 55.
  • the calibration of the X-ray irradiation angle ⁇ is not performed, and a simple calibration that adopts the design value of the X-ray irradiation angle ⁇ that the system has in advance and the phantom 101 are scanned.
  • a detailed type of calibration that also calibrates the X-ray irradiation angle ⁇ from the panoramic image obtained in this way is prepared in advance.
  • the controller 55 obtains information from the operator in advance, for example, whether to perform simple type calibration or detailed type calibration through image display on the monitor 60.
  • the image processor 56 receives an instruction from the controller 55 and determines whether the calibration is a simple type or a detailed type (step S35).
  • the deviation of the X-ray irradiation angle ⁇ that is, the actual irradiation angle ⁇ ′ is calculated from the panoramic image.
  • step S34 on the reconstructed reference plane panoramic image, the pillar markers arranged at every X-ray irradiation angle ⁇ along the outer surface position along the tomographic surface 20 mm outside the reference tomographic surface SS.
  • a gain ⁇ X / ⁇ Fi for each X-ray irradiation angle ⁇ and a profile of the gain ⁇ X / ⁇ Fi are generated.
  • an outer side panoramic image of a cross section 20 mm outside the reference tomographic plane SS is reconstructed.
  • the physical center position in the lateral direction (lateral direction on the two-dimensional reference plane panoramic image) of each phantom 113 ′ at the outer surface position is determined. This determination is also made while the operator visually observes the panoramic image.
  • step S34 the center frame data number Fi 0 used by the markers of the columns at the reference plane position has already been determined. Therefore, the position of the marker in the lateral direction (lateral direction on the two-dimensional reference plane panoramic image) in the outer side panoramic image with respect to the center frame data (see FIG. 24A) and the marker 116 at the outer side surface position. From the horizontal position in the outer side panoramic image (see FIG. 24B), the amount of shift Pshift on the image between them is calculated. The shift amount Pshift is converted into the actual shift amount L (see FIG. 24C).
  • the shift amount Pshift of the actual irradiation angle ⁇ ′ with respect to each X-ray irradiation angle ⁇ in increments of a predetermined value can be obtained.
  • An example of the shift amount Pshift is shown in FIG.
  • the shift amount ⁇ shift of the actual irradiation angle ⁇ ′ from each X-ray irradiation angle ⁇ has already been obtained. For this reason, the irradiation angle ⁇ ′ of the marker existing on the reference tomographic plane SS is obtained from the shift amount ⁇ shift.
  • the design value ⁇ that is simply adopted is used as it is.
  • the height information B1 is calculated from the panoramic image as a constant parameter (step S39).
  • the X-ray tube 31 and the detector 32 are disposed to face each other, and the rotation center RC and the reference tomographic plane SS are located therebetween. It is assumed that there are two markers 114 and 115 separated from each other by 67 mm vertically at the position of the reference tomographic plane SS.
  • the X-ray focal point of the X-ray tube 31 is small enough to be regarded as a point light source (for example, a diameter of 0.5 mm). Further, the X-ray irradiation angle ⁇ is assumed to be 0 °.
  • the X-ray beam focused by the collimator 33 is irradiated to the center portion of the front teeth of the dentition assumed to exist on the reference tomographic plane SS.
  • the X-ray beam passes through the two markers 114 and 115 through the oblique and creates projection points at the heights B2 and B3 of the detection surface of the detector 32. That is, the positions of the markers 114 and 115 are enlarged in the vertical direction (Z-axis direction) to create projection points B2 and B3 as images.
  • the lowest position of the detection surface of the detector 32 is set as the origin of the coordinate 0, and the height of the X-ray focal position is B1 from the horizontal plane (XY coordinate plane) passing through this point. Therefore, on the detection surface of the detector 32, the origin of the coordinate 0, the X-ray focal point height B1, and the projection heights B2 and B3 of the markers 114 and 115 are arranged in order from the bottom.
  • the X-ray irradiation angle ⁇ is an angle other than 0 degree, the above-described formulas (6) and (8) are established. Therefore, based on these equations, the projection images B3 (D) and B2 (D) created by the markers 114 and 115 at the respective angles ⁇ at the positions B2 and B3 are obtained, so that the rotation center and reference at each irradiation angle ⁇ are obtained.
  • the tomographic plane distance D is calculated (step S40). If this distance D is known, the position coordinates (CX, CY) of the rotation center RC are also calculated using the already known X-ray irradiation angle ⁇ or its actual value ⁇ ′ (step S41).
  • the image processor 54 updates those function parameters written in the image memory 53 with the new values obtained this time (step S43). Thus, parameters necessary for 3D image reconstruction are calibrated.
  • the image processor 54 calculates the calculated constant parameters Rd, Rs, B1 and function parameters ⁇ x / ⁇ Fi, ⁇ , ⁇ / ⁇ Fi, D, M, (CX, CY ) Is determined from the operation information of the operator (step S44). If such output is required, the image processor 54 prints or displays those values (step S45).
  • Step S46 the process is passed to the controller 55 to determine whether the computer 57 should interactively image the patient with the operator.
  • Step S46 When imaging is not necessary, a series of processing ends. This completes the structural analysis of the imaging space and the simple or detailed calibration.
  • 3D reconstruction is performed in which the actual position of the dentition in the imaging space is accurately grasped.
  • the projection is performed from the 3D reference tomographic plane SS along the oblique irradiation direction of the X-rays sandwiching the X-ray tube 31, and an imaging target (entity) such as a dentition is projected.
  • an imaging target such as a dentition is projected.
  • a three-dimensional position is identified with high accuracy.
  • imaging including the process of position identification will be described.
  • this process includes data collection by scanning, reconstruction of a reference plane panorama image as a pre-process, and creation of a three-dimensional autofocus image (three-dimensional surface image) as a main process and part 3 thereof. Display, measurement, and the like according to various aspects using a three-dimensional autofocus image are included.
  • the controller 55 responds to an operator instruction given via the operating device 58 and instructs a scan for data collection (FIG. 30, step S51). ). Thereby, the rotation driving mechanism 30A, the moving mechanism 30B, and the high voltage generator 41 are instructed to be driven in accordance with a preset control sequence. For this reason, while rotating the pair of the X-ray tube 31 and the detector 32 around the jaw of the subject P, a pulsed or continuous wave X-ray is applied to the X-ray tube 31 during a predetermined period. Or continuously.
  • the pair of the X-ray tube 31 and the detector 32 is rotationally driven based on a driving condition set in advance so as to focus the 3D reference tomographic plane SS calibrated 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 54.
  • the image processor 54 obtains the latest value of the irradiation angle, angular velocity, rotation center / reference tomographic plane distance D, and correction term M from the lookup table LUT for each frame number Fi in the X-ray irradiation direction of the 3D reference tomographic plane SS. Read out and correct the 3D reference tomographic plane SS. Thereby, the position of the tomographic plane SS is partially changed in the front-rear direction and smoothed (step S52A).
  • the reference plane panoramic image PIst is reconstructed based on shift & add based on the tomosynthesis method corresponding to the spatial position of the corrected 3D reference tomographic plane SS, and each pixel value of the reconstructed image is stored ( Step S52B).
  • 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. 31 and the set of frame data to be mutually added to create an image at that 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 mapping position and shifting and adding the entire panoramic image in the horizontal direction the reference plane panorama image PIst when focused on the 3D reference tomographic plane SS is reconstructed.
  • the image processor 54 displays the reference plane panoramic image PIst on the monitor 60 (step S53).
  • An example of this reference plane panoramic image PIst is schematically shown in FIG.
  • the reference plane 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 processing is performed by multiplying the coefficients so that the ratio of the vertical and horizontal enlargement ratios is the same at the center of the front tooth part. 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.
  • the X-ray tube 31 and the detector 32 are both rotated along the same circular orbit OB, so that the reconstructed reference panoramic image PIst is enlarged in the vertical direction.
  • the distortion due to the rate change is large. That is, as illustrated in FIG. 33A, the enlargement factors K (K1, K2,..., Kn) at the horizontal positions of the reference panoramic image PIst are all different.
  • the image processor 54 uses the value of the enlargement factor K for each rotation angle ⁇ that has already been obtained, so that the enlargement factor K becomes substantially the same value at each position in the horizontal direction of the image.
  • 1 / K1, 1 / K2,..., 1 / Kn is multiplied by the pixel column of each column at each position in the horizontal direction (step S53A).
  • the contour of the displayed reference panoramic image PIst itself changes from a rectangular one to a slightly wavy one.
  • the shape is substantially the same at each position in the horizontal direction of the image.
  • the pixel value of the reference panoramic image PIst in which the vertical distortion due to the difference in magnification is corrected is stored again in the image memory 53 and used for the subsequent display processing and 3D reconstruction processing.
  • the magnification K may be corrected by using a value prepared in advance on the apparatus side.
  • the image processor 54 determines whether or not an ROI (region of interest) is set in the reference plane panoramic image PIst by using the operation device 58 from the operator (step S54).
  • the ROI set here is, for example, a rectangular partial region in which the image interpreter is particularly interested.
  • 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 S54 determines whether the determination in step S54 is YES. If the determination in step S54 is YES, the image processor 54 sets the ROI for the reference plane panoramic image PIst based on the operation information of the operator (step S55). 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 S56). For example, as shown in FIG. 34, this partial image is displayed so as to be superimposed on the original reference plane 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 54 determines whether or not to end the processing. This determination depends on whether or not there is predetermined operation information from the operator (step S57). If it is determined that the process has not yet ended (NO in step S57), the process returns to step S54 and the above-described process is repeated. On the other hand, when it is determined that the process has been completed, the process illustrated in FIG. 31 is terminated.
  • step S54 determines whether or not the ROI is not set. If the determination in step S54 is NO, that is, if it is determined that the ROI is not set, the image processor 54 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 S58). When it is determined that this creation is not performed (step S58, NO), the process returns to step S57 to determine whether or not the process is ended as described above.
  • step S58 the process proceeds to a subroutine process in step S59.
  • the processing executed in this step S59 constitutes one of the features of the present invention, taking into account the change in the position of the rotation center RC and always taking the X-ray focal point of the X-ray tube 31 from each pixel. This is an automatic identification process of the actual position and shape of the dentition, while correcting the distortion in the longitudinal direction of the dentition along the correct projection direction DRx.
  • FIG. 35 shows a subroutine process for identifying the actual position / shape.
  • the image processor 54 converts the reference plane panoramic image PIst (rectangular) into a curved surface parallel to the 3D reference tomographic plane SS (curved surface) to create a 3D panoramic image once. Then, the latest values of the irradiation angle ⁇ and the rotation center position coordinates (CX, CY) for each frame number Fi are read from the lookup table LUT, and the X-ray tube / rotation center distance R is read from the position coordinates (CX, CY). The direction is extended by S, and the position of the X-ray tube 31 is calculated for each X-ray irradiation angle ⁇ .
  • an oblique projection direction DRx in which the X-ray focal point of the X-ray tube 31 is always held is determined from each pixel of the created 3D panoramic image.
  • the frame data is obtained by calculating the tomographic plane on the 3D reference tomographic plane SS along each projection direction DRx, projected by converting the coordinates, and projected to the curved 3D reference tomographic plane SS. Is created (step S151).
  • the pixel value of this projection image is stored in the image memory 53.
  • the projection performed here is performed along an oblique projection direction DRx 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 rotation center RC
  • the pixel on the 3D reference tomographic plane SS is displayed. Projected to different positions SS1, SS2.
  • 3D reference image PIref The projection image created by this projection processing will be referred to as 3D reference image PIref.
  • This 3D reference image PIref is created for each part of the reference plane panoramic image PIst by oblique projection in consideration of the above-described vertical enlargement ratio.
  • 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 54 displays the 3D standard image PIref on the monitor 60 for reference by the operator (step S152). This is shown in FIG.
  • the image processor 54 adds a plurality of curved tomographic planes parallel to the 3D reference tomographic plane SS (step S153). This is shown in FIG. In the drawing, a plurality of tomographic planes are added respectively before and after the projection direction DRx (dentation depth direction) of the 3D reference tomographic plane SS. Each of the plurality of tomographic planes is also a fault in which the position in the front-rear direction of the 3D reference tomographic plane SS is partially corrected by the amount corrected by the rotation center / reference tomographic plane distance D and the correction term M. Surface.
  • 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 54. 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 projection 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 54 obtains the projection direction DRx corresponding to the change in the position coordinates (CX, CY) of the rotation center RC, and along the projection direction DRX, the reference plane panoramic image PIst.
  • the image processor 54 obtains the projection direction DRx corresponding to the change in the position coordinates (CX, CY) of the rotation center RC, and along the projection direction DRX, the reference plane panoramic image PIst.
  • the projection images created here are called 3D additional images PIsfms, PIsf1, PIsr1,..., PIsrn. These 3D additional images PIsfm,..., PIsf1, PIsr1,.
  • 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.
  • the created 3D additional images PIsfm,..., PIsf1, PIsr1,..., PIsrn are displayed on the monitor 60 as they are as a three-dimensional image or as a rectangular two-dimensional image after coordinate conversion. It may be.
  • a line segment Lc having a certain length centered on the designated position P (x, y, z) is designated in the 3D reference image PIref (step S156: see FIG. 40B).
  • 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 54 virtually adds a plurality of line segments Ladd of the same length above and below the image of the specified line segment Lc (x, y, z) (step S157: FIG. )reference).
  • the pixel values P ij of the 2 n pixels constituting each of the above-described line segment L and the plurality of line segments Ladd are read from the image memory 53 and assigned to each line segment (step S158).
  • This pixel value P ij is a value that has already been acquired and stored in steps S151 and S154 described above.
  • Step S159 see FIG. 40D.
  • the image processor 54 in each of the added 3D additional images PIsf1,..., RefPIsf1, PIsr1,..., PIsrn, the line segment Lc (x, y, z) currently designated on the 3D reference image PIref described above. Identifies the positions of the line segments Lfm to Lf1 and Lr1 to Lrn facing each other in the projection direction DRx passing through the currently designated position P (x, y, z) (step S160: see FIG. 40E).
  • step S160 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. 40F). 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 54 reads out the pixel values P ij * of these line segments from the image memory 53 (step S161).
  • 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 54 the additional line segments Lfm ⁇ Lf1, Lr1 number of pixels ⁇ Lrn is the reference 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 S162). Therefore, as schematically shown in FIG. 40G, all line segments Lfm to Lf1, Lc, and Lr1 to Lrn are composed of 2n pixels that are parallel to each other.
  • the image processor 54 performs frequency analysis on changes in the values of all the prepared line segments Lf1 to Lfm, Lc, and Lr1 to Lrn (step S163).
  • 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. 41 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.
  • P (x, y, z) P
  • a plurality of tomographic planes SFm to SF1, SS, SR1 to SRn passing through (0,0,0) in the projection direction DRx are calculated as profiles with the horizontal axis (step S165).
  • An example of this profile is shown in FIG.
  • the cross-sectional position is a position in the projection direction DRx (depth direction of the dentition) of the plurality of tomographic planes SF1 to SFm, SS, FR1 to FRn.
  • FIG. 43 illustrates typical patterns of a plurality of types of profiles PR1, PR2, PR3, and PR4 when the material is enamel, cancellous bone, air, and bite block.
  • an enamel substance that is, a tooth exists at any position in the projection 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 indicating 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 projection 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. 43 is stored in advance as a reference profile, for example, in the ROM 61 as a reference table.
  • the image processor 54 specifies the position of the optimum focus with respect to the tooth in the projection direction DRx passing through the currently designated position P (x, y, z) using the reference table (step S166).
  • the obtained profiles are the reference profiles PR2 and PR4, they are excluded from processing.
  • 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 identification processes determine which position in the depth direction the tooth portion 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 projection direction DRx. Therefore, the shifted position P1real is larger when the oblique angle ⁇ is small (see FIG. 45B and FIG. 46B) than when the oblique angle ⁇ is small (see FIG. 45A).
  • the shift position P1real is compensated for the distortion due to the oblique X-ray irradiation angle ⁇ , that is, the magnification ratio.
  • ⁇ magnification ratio
  • step S165 the image processor 54 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 54 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. 48 (step S167). 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 54 shifts the determination position P (x, y, z) by one (step S168), The process returns to step S155 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 S168 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 S167 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 S169 the image processor 54 reads data representing the cross-sectional position of the optimum focus specified and stored in step S165 (step S169).
  • the data of the cross-sectional position is a position in the projection direction DRx that passes through each determination position P (x, y, z). This is schematically shown in FIG. In the figure, 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).
  • Become. 49 shows step S168 at one position in the Z-axis direction (vertical direction) for easy viewing of the drawing, the process of step S168 is also executed for each of the other positions in the Z-axis direction.
  • the image processor 54 removes noise (step S170).
  • 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.
  • the image processor 54 combines the noise-removed positions (namely, enamel positions), and smoothes the data of the combined positions three-dimensionally to obtain a surface image obtained by tracing the shape of the enamel portion. Create (step S171). Further, the image processor 54 displays the surface image on the monitor 60 at a predetermined view angle as a three-dimensional panoramic image in which all the parts are automatically subjected to the optimum focus processing, that is, the 3D autofocus image PIfocus ( Step S172).
  • 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 predetermined 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 54 gives the operator an opportunity to observe the 3D autofocus image PIfocus in another manner. That is, the image processor 54 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 54 determines whether or not to observe a partial region of the 3D autofocus image (3D panoramic image) PIfocus (FIG. 31, step S60). If the determination in step S60 is YES, then whether or not the partial area is to be observed on the 3D reference tomographic plane SS or on the rectangular plane (two-dimensional) of the reference plane panoramic image, information from the operator is obtained. Based on the determination (step S61). If it is determined in step S61 that the 3D reference tomographic plane SS is to be used, the image processor 54 re-projects the 3D autofocus image PIfocus onto the 3D reference tomographic plane SS along the projection direction DRx passing through the individual pixels ( Step S62). This reprojection is shown in FIG. 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 S63).
  • An example of the 3D reference image PI proj-3D is shown in FIG.
  • step S61 if it is determined in step S61 that the rectangular plane of the reference plane panoramic image PIst is used, the image processor 54 re-projects the 3D autofocus image PIfocus onto the rectangular plane, that is, the plane of the reference plane panoramic image (step S64). .
  • this re-projection is also performed by a so-called sub-pixel method in which one pixel of a standard panoramic image plane is re-projected by dividing a corresponding three-dimensional pixel by a sub-pixel.
  • 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 S65).
  • 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 the 3D reference image PI proj-3D or 2D reference image PI proj-2D (step S66: see FIGS. 52 and 54).
  • the image of the partial area designated 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 S67).
  • 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 S68). If this determination is YES, the process returns to step S57 described above. On the other hand, if NO, the process returns to step S60 and the above-described process is repeated.
  • step S60 the image processor 54 displays the currently displayed 3D autofocus image PIfocus by rotating, moving, and / or enlarging / reducing it. Whether or not interactively is determined (step S59). 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 S70 and S71). Thereafter, the process proceeds to step S68, 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 S68 and S57.
  • step S66 you may make it transfer to the process of step S69, without performing the display process of step S67.
  • the set ROI is displayed in step S71 together with the rotated, moved, enlarged / reduced image.
  • the projection direction can be expressed three-dimensionally by grasping the structure of the panoramic imaging space three-dimensionally. Therefore, as long as the panoramic image is in focus, the three-dimensionally expressed image is not distorted and an accurate panoramic image can be constructed. As a result, the panoramic image can be displayed more stably regardless of whether the positioning is good or not, and a clear image can be created with the entire panoramic image.
  • the scan of the X-ray extraoral imaging apparatus 1 is executed as described above. Therefore, the X-ray tube 21 and the detector 22 can scan the dentition TR with the X-ray beam XB while moving along the trajectory OB approaching the subject.
  • the distance between the center portion of the front tooth portion of the dentition TR and the detector 22 is close to 54 mm as an example.
  • the distance between the X-ray tube 21 and the detector 22 is 300 mm even for the path of the X-ray beam XB passing through the geometric center O of the orbit OB, The length is smaller than that. For this reason, even if the tube current of the X-ray tube 21 is set to a value of about 500 ⁇ A, sufficient imaging can be performed.
  • This tube current is 1/10 or less of the conventional value. For this reason, the amount of X-ray exposure given to the subject P is significantly reduced.
  • the radiation management area is limited to the inside of the imaging space formed by the scanning device 10. In other words, since the outside of the scanning device 10, specifically, the orbital body 12 is out of the definition of the radiation management area, the dentist can take an image while standing by the scanning device 10. In other words, the radiation control area is narrower.
  • the radiation control area can be formed in a space-saving and compact manner by stopping it within a very narrow range inside the scanning apparatus 10.
  • a panoramic image of the dentition can be taken during treatment with the patient sitting on the treatment chair. For this reason, it is very convenient for the dentist.
  • a panoramic image having a high resolution equivalent to or higher than that of a conventional X-ray intraoral imaging apparatus is provided by the above-described processing for detecting the actual position and shape of the object in a three-dimensional manner with higher accuracy. be able to.
  • the scanning apparatus 10 can be covered with an X-ray shield plate during imaging, but this is not essential.
  • the radiation control area is confined to a narrow space called a scanning device to save space, and a panoramic image of the dentition is taken during treatment with the patient sitting in the treatment chair (laying down). Can do. Therefore, it is possible to provide a high-resolution three-dimensional panoramic image that is easy to use and can be replaced by an X-ray intraoral imaging apparatus.
  • the X-ray extraoral imaging apparatus 1 described above can be installed in various modes.
  • the scanning device 10 is fixedly or detachably attached to the backrest of the treatment chair via the arm 201, and the patient sits on the treatment chair and is suspended from above. You may make it receive wearing.
  • the scanning apparatus 10 is also supported by a shoulder pad 202 placed on the patient's P shoulder. Thereby, positioning of the jaw part of the patient P becomes easier.
  • the arm 201 is attached to a pole 202 with casters, and the computer 11, the touch panel type monitor 60, and the operating device 61 are attached to the pole 202.
  • imaging may be performed in a state where the scanning device 10 itself is installed alone on the shoulder or head of the patient via a shoulder pad or head pad.
  • the scanning device 10 can be fixedly or detachably attached to the headrest portion of the dental treatment chair.
  • the scanning device 10 is attached to the tip of the arm device 204 as a separate body, and around the head of the patient P sitting on the treatment chair during imaging.
  • the scanning device 10 can be configured to be positionable. An example of this is shown in FIG.
  • the scanning apparatus 10 that creates the circular orbit OB using the circular ring body 21 is illustrated, but the shape of the member that provides the orbit OB does not necessarily need to be circular. For example, it may be elliptical or may have various shapes having a part of a curve. Furthermore, in consideration of the scanning angle range, a part of the ring body 21 may not be connected but may be opened. A cord necessary for power supply and control can be connected to an internal circuit from such an opening.
  • a smooth weight coefficient may be multiplied along each pixel row in the horizontal direction of the reference panoramic image PIst.
  • various parameters such as the magnification ratio necessary for the structural analysis of the imaging space and the 3D image reconstruction can be calibrated using the phantom according to the present embodiment.
  • a design value designed in advance as a necessary parameter may be simply used as it is without using a phantom.
  • the radiation imaging apparatus is not limited to the one implemented in the dental X-ray extraoral imaging apparatus, and three-dimensionally determines the actual shape (position) of the object using the tomosynthesis method. It can also be implemented as a device for grasping.
  • the X-ray tomographic imaging apparatus has a configuration for tomographic imaging (panoramic imaging) based on the tomosynthesis method, and according to a request from the operator while maintaining the configuration.
  • the X-ray tomographic imaging apparatus 300 includes a scanning apparatus 301 and a main body cabinet 302.
  • the scanning device 301 includes first and second two arms 311 and 312 that can rotate independently of each other.
  • An X-ray tube unit 31U and a detector unit 32U are respectively attached to the distal ends of the first and second arms 311 and 312 so as to intersect the arms.
  • the first and second arms 311, 312, the X-ray tube unit 31U, and the detector unit 32U have two L-shaped arm portions as shown in the drawing around the central axis CA passing through the rotation center O. It can be rotated.
  • a space formed between the two arm portions by this rotation is provided as an imaging space IS.
  • this imaging space IS the jaw of the subject P (patient) who is sleeping on a bed or a dental chair is positioned.
  • the direction of the central axis CA is the Z-axis of the orthogonal coordinate system, and the head of the subject P is positioned along this Z-axis, so this Z-axis is called the body axis direction.
  • Both the X-ray tube unit 31U and the detector unit 32U face each other directly or diagonally with the jaw of the subject P in between.
  • the X-ray tube unit 31U is provided with the X-ray tube 31 and the collimator 33.
  • the detector unit 32U is provided with an X-ray detector 32A as in the first embodiment.
  • each of the first and second arms 311 and 312 is rotatably supported by the same support portion 320, and both can rotate around the central axis CA.
  • the support 320 is attached to a main body cabinet 302 with casters.
  • the main body cabinet 302 includes the computer 11 and the high voltage generator 12 described above, and a monitor 60 and an operation device 61 outside the computer cabinet 302 for interactive dialogue with the operator.
  • the X-ray tube unit 31U includes an X-ray tube 31 and a collimator 33
  • the detector unit 32U includes a detector 32A.
  • the irradiation field of the X-rays emitted from the X-ray tube 31 is reduced by the collimator 33 and passes through the jaw of the subject P.
  • This transmitted X-ray is detected by the detector 32A.
  • the X-ray tube 31 and the detector 32A are paired and rotate around the jaw of the subject P (however, the X-ray tube 31 and the detector 32A).
  • the rotation of the jaws is controlled independently of each other) and the jaws can be scanned by X-rays. That is, panorama mode and CT mode imaging can be performed by the same scanning device 301.
  • the panoramic imaging mode and the CT imaging mode are the same by the scanning device 301 and each of the geometry (from the rotation center O to the X-ray tube 31 (X-ray tube focal point) and the detector 32A (detection element thereof).
  • the distance from the rotation center O to the X-ray tube 31 is made slightly longer. That is, the distance r1 from the rotation center O to the detector 32A is, for example, 15 cm, but the distance r2 from the rotation center O to the X-ray tube 31 (the X-ray tube focal point) is, for example, 21.5 cm.
  • the detector 32A rotates around the rotation center O along the first circular orbit OB1, and the second diameter is larger than the first circular orbit OB1.
  • the X-ray tube 31 rotates along the circular orbit OB2.
  • having two circular orbits OB1 and OB2 is different from the first embodiment in which both the X-ray tube 31 and the detector 32 rotate on the same circular orbit OB.
  • the configuration of the scanning apparatus using the circular orbits OB1 and OB2 having two different diameters can also be applied to the X-ray mouth imaging apparatus described in the first embodiment.
  • the irradiation field is controlled by the collimator 33, the posture of the detector 32A is changed, and the subject P of the X-ray tube 31 and the detector 32A is changed.
  • the movement in the body axis direction Z and the position change with respect to the subject jaw of the scanning device 301 itself are performed.
  • the tube voltage for the X-ray tube 31 is set to 70 kV
  • the tube current is set to 900 ⁇ A to 1.3 mA, for example
  • the radiation management area is limited to the inside of the imaging space IS formed by the scanning device 301 as in the first embodiment. It has come to be.
  • the detector 32A will be described. Similarly to the first embodiment, the detector 32A is configured as a semiconductor detector that directly converts X-rays into digital electricity.
  • this semiconductor detector is modularized, and a plurality (17 ⁇ 4) of modules MJ are arranged in a two-dimensional manner, so that a vertically long shape is obtained as shown in FIGS.
  • a rectangular effective field of view (an effective region where X-rays are incident) is provided.
  • the plurality of modules MJ are housed in a box-shaped case 32b.
  • the opening control of the collimator 33 and the mask processing of the module MJ are executed for each detector mode on the detector 32A.
  • a thin slit effective field Fpano is set by the mask processing and the aperture stop of the collimator 33 as shown in FIG.
  • an effective visual field Fpano-s in which the size of the vertical direction LAT is further shortened can be set by the collimator 33.
  • This short effective visual field Fpano-s is applied when mainly photographing the upper and lower dentitions of the jaw.
  • the detector 32A is used by being tilted (rotated) by about 90 ° to the side as compared with the panoramic imaging mode. That is, it is used as a horizontally long detector 32A.
  • two types of effective visual fields Fct-f and Fct-p having a slit shape, for example, are set by the mask processing and the aperture stop of the collimator 33.
  • One effective field of view Fct-f is suitable for CT imaging of the entire dentition of the jaw, 14.2 cm in the horizontal direction (vertical direction LON in FIG. 62), and in the vertical direction (horizontal direction LAT in the same figure). It has a size of 3.2 cm.
  • the other effective visual field Fct-p is suitable for CT imaging of a part of the dentition (for example, the front tooth part, the left molar part, or the right molar part), and is 7.1 cm in the lateral direction (longitudinal LON). It has a size of 3.2 cm in the longitudinal direction (lateral direction LAT).
  • the angle at which the detector 32A is tilted (rotated) in the CT imaging mode is not necessarily 90 ° or almost 90 °.
  • the detector may be tilted so as to cross obliquely with respect to the longitudinal direction of the detector.
  • it is only necessary to ensure a visual field (pixel region) having a certain width or more in the body axis direction.
  • This detector 32A is used for both panoramic imaging mode and CT imaging mode. For this reason, when shifting from the panoramic imaging mode to the CT imaging mode, it is necessary to rotate the detector 32A by about 90 °. This is shown in FIG. For this reason, the case 32b of the detector 32A is provided with a rotation shaft 32c on the opposite side of the X-ray incident surface, and can be rotated manually around the rotation shaft 32b or automatically in response to a mode change instruction. ing. The rotation shaft 32c is located at the center in the longitudinal direction of the detector 32A.
  • the position of the rotation center O and the position of the dentition TR are shifted in the body axis direction Z by simply rotating the detector 32A by about 90 °. Therefore, when shifting to CT imaging, the position of the pair of the X-ray tube 31 and the detector 32A in the body axis direction Z is raised by a predetermined distance H1 (for example, 5 cm), that is, shifted to the head side by a predetermined distance H1. Thereby, the height in the body axis direction Z of the tooth row TH and the rotation center O substantially coincides.
  • a predetermined distance H1 for example, 5 cm
  • the detector 32A is then tilted (rotated) by about 90 ° around the rotation axis 32c of the detector 32A to reverse the vertical / horizontal relationship. Thereafter, only the detector 32A is lowered by a predetermined distance H2 (for example, 4.3 cm) in the body axis direction Z, that is, shifted by a predetermined distance H2 in a direction away from the head. Thereby, the initial position of the detector 32A in the scanning apparatus 301 with respect to CT imaging is determined.
  • a predetermined distance H2 for example, 4.3 cm
  • an anterior tooth imaging mode, a left molar imaging mode, and a right molar imaging mode are prepared as CT imaging of a partial dentition.
  • the scanning device 301 itself is moved to the head side in the body axis direction Z by a predetermined distance H3 (for example, 3 cm).
  • the scanning device 301 itself is translated by a predetermined distance H4 (for example, 3 cm) to the left as viewed from the subject P.
  • the scanning apparatus 301 itself is translated by a predetermined distance H4 (for example, 3 cm) to the right when viewed from the subject P.
  • the position of the rotation center O also moves in parallel by a predetermined distance H4 on the left side or the right side while being on the same plane. By this movement, the position of the left molar portion or the right molar portion is closer to the rotation center O.
  • the movement of the scanning device 301 may literally be a configuration in which the scanning device 301 supported by the main body cabinet 302 is moved, or the first portion supported by the support unit 320 of the scanning device 301. In addition, only the second arms 311 and 312 may be moved.
  • the mechanism M1 that can move the support part 320 in the vertical direction and the horizontal and vertical directions in the horizontal plane, and the first and second arms 311 and 312 in the support part 320 are arranged with respect to the central axis CA.
  • a mechanism M2 that can rotate independently of each other is included.
  • the rotational movement mechanism is located inside the first arm 311 and can move the X-ray tube unit 31U in the direction of the central axis CA and rotate around an axis parallel to the central axis CA.
  • These mechanisms M1 to M4 are driven under the control of the controller 55 via a driver (not shown).
  • This processing shifts from the panoramic imaging state to CT imaging in response to the operator's request.
  • This X-ray tomographic imaging apparatus 300 has a panoramic imaging function while having both panoramic imaging and CT imaging functions, and adopts a design philosophy of additionally providing a CT imaging function thereto. . For this reason, it is appropriate to describe the process related to the transition from panoramic imaging to CT imaging. However, both functions of panoramic imaging and CT imaging may be provided on an equal basis, and one of the two imaging modes may be selected when the user activates the X-ray tomography apparatus 300. Note that when returning from the CT imaging mode to the panoramic imaging mode, the X-ray tube 31 and the detector 32A may return to the initial panoramic imaging position by a procedure reverse to the procedure described with reference to FIG. .
  • step S201 the controller 55 determines whether or not the CT imaging mode is instructed based on instruction information from the operator via the operation device 61. If this determination is YES, either the entire dentition CT imaging mode or the partial dentition CT imaging mode has been instructed, so the common processing of steps S202 to S204 is executed first.
  • the controller 55 moves the pair of the X-ray tube 31 and the detector 32A in the head direction by a predetermined distance H1 (for example, 5 cm) along the body axis direction Z (step S202).
  • the controller 55 rotates the detector 32A by 90 degrees to turn it sideways (step S203).
  • the detector 32A is lowered in the body axis direction Z by a predetermined distance H2 (for example, 4.3 cm) along the body axis direction Z (step S204).
  • H1 for example, 5 cm
  • H2 for example, 4.3 cm
  • step S205 the controller 55 determines whether or not the CT imaging mode is the dentition entire region CT imaging mode based on operation information from the operator.
  • this determination is YES, that is, in the dentition entire region CT imaging mode
  • step S206 the opening of the collimator 33 is adjusted so that the X-ray irradiation field becomes the effective field of view Fct-f of the X-ray incident surface of the detector 32A.
  • the controller 55 finally finely adjusts the position of the scanning device 301 in the body axis direction Z based on the operation information from the operator to determine the photographing position. This adjustment may be performed manually or automatically.
  • step S208 the tube voltage and tube current for CT imaging given to the X-ray tube 31 are set, and the process proceeds to step S209.
  • scanning is commanded and data is collected.
  • the processing in step S209 will be described in detail later.
  • step S205 determines whether the front tooth CT imaging mode is commanded (step S210), the right molar CT imaging mode is commanded (YES in step S211), or It is then determined whether the left molar CT imaging mode is commanded (NO in step S211).
  • the scanning device 301 is moved to the head side in the body axis direction Z by a predetermined distance H3 (for example, 3 cm) in step S212.
  • H3 for example, 3 cm
  • the process proceeds to step S213, and the scanning device 301 itself is translated by a predetermined distance H4 (for example, 3 cm) to the right when viewed from the subject P.
  • the scanning device 301 is translated by a predetermined distance H4 (for example, 3 cm) to the left as viewed from the subject P.
  • step S215 adjusts the opening of the collimator 33, and the X-ray irradiation field becomes the X of the detector 32A. It is made to correspond to the partial effective visual field Fct-p virtually set to the line incident surface. Thereafter, the above-described steps S208 and S209 are executed.
  • an operation equivalent to that performed in steps S202, S203, S204, S212, S213, and S214 may be configured to be performed manually by the operator.
  • the above-described distances H1, H2, H3, and H4 are fine adjustment amounts based on the physique of the subject, particularly the statistical size of the forehead (including the dentition). These amounts can be increased or decreased in view of the physique.
  • step S251 the controller 55 positions the pair of the X-ray tube 31 and the detector 32A so as to face each other at the initial position.
  • the first and second arms 311 and 312 are moved clockwise (or counterclockwise) about the central axis CA through, for example, steps S252 and S253, for example, a predetermined angle range ⁇ ct (+ 210 ° or ⁇ 210 °).
  • the frame data of the transmission X-rays detected by the detector 32A is collected every predetermined period, and the frame data is temporarily stored in the buffer memory 52.
  • step S255 the pair of the X-ray tube 31 and the detector 32A, that is, the first and second arms 311 and 312 are moved to the chest side by a predetermined distance H5 (for example, 19 mm) in the body axis direction Z.
  • H5 for example, 19 mm
  • the first and second arms 311 and 312 are moved clockwise (or counterclockwise) about the central axis CA from the end point position to the initial position by a predetermined angle range ⁇ ct ( ( ⁇ 210 ° or + 210 °), and during this rotation, the frame data of the transmitted X-rays detected by the detector 32A are collected every predetermined period, and this frame data is temporarily stored in the buffer memory 52.
  • a predetermined area B1 for example, 85 mm ⁇ ⁇ 38 mm covering the entire dentition around the rotation center O. (Height) can be secured.
  • a predetermined area B2 for example, a height of 45 mm ⁇ ⁇ 38 mm that covers at least the anterior tooth portion, the right molar portion, or the left molar portion. 3) can be secured.
  • the image processor 54 reconstructs the three-dimensional CT data by applying a desired algorithm to the collected data. be able to.
  • An appropriate cross-section conversion process is performed on the three-dimensional reconstruction data, and for example, a cross-section along the entire dentition or a tomographic image along a partial cross-section of the dentition can be cut out.
  • the X-ray extraoral imaging apparatus can perform panoramic imaging, but can easily perform X-ray CT imaging with the same apparatus. Since it is not necessary to replace the scanning device, it is easy to use and highly versatile. Of course, the above-described operational effects of the first embodiment can also be enjoyed.
  • the X-ray tomography apparatus may be applied to a CT apparatus that performs mammography.
  • the breast part of a patient lying on the bed is suspended from a hole in the bed, and the breast part is sandwiched with a weaker pressing force than a breast press plate with low X-ray absorption used in normal mammography.
  • the movement in the body axis direction and the rotation (return path) within a predetermined angle range are executed.
  • X-ray transmission data for breast tomosynthesis or X-ray CT tomography can be collected, and a tomographic image for mammography can be generated.
  • the breast is positioned instead of the head, and the breast is sandwiched with a weaker pressing force than a breast press plate with low X-ray absorption used in normal mammography. Then, the breast is scanned in the same manner as described above. Thereby, mammography similar to the above can be performed.
  • the detectors are not arranged in a single row, but in multiple rows, for example, three rows discretely or by using a part of the flat detector, the projection angle of collection by tomosynthesis becomes a wide angle. Thereby, the sharpness is further improved as a tomographic image, and an image with less X-ray exposure of the patient can be obtained.
  • the number of detectors provided in the X-ray tomography apparatus according to the present invention is not necessarily limited to one.
  • a plurality of detectors or a flat detector equivalent thereto is also included in the concept of the detector according to the present invention.
  • the distance between the detector field of view on the breast side and the end face of the detector is reduced to a level of several millimeters, and the examination area is secured to the end face by the tomosynthesis method and X-ray CT. Both tomographic methods are important.
  • the X-ray tomography apparatus can be applied to, for example, a dental panoramic imaging apparatus.
  • a dental panoramic imaging apparatus it is possible to reduce the size by stopping the radiation control area on the scanning device that is the scanner part, and in a state where the patient is seated (laid down) in the treatment chair, a panoramic image of the dentition is displayed during the treatment.
  • this X-ray tomographic imaging apparatus can perform X-ray CT imaging in addition to panoramic imaging, and is therefore highly versatile in the medical field.
  • this X-ray tomography apparatus is applicable not only to dentistry but also to medical devices other than dentistry and non-destructive inspection devices, and can exhibit the same applicability as described above.
  • X-ray mouth imaging device (X-ray tomography device) DESCRIPTION OF SYMBOLS 10,301 Scan apparatus 11 Computer 21 Ring body 31 X-ray tube 31U X-ray tube unit 32, 32A Detector 32U Detector unit 33 Collimator 54 Image processor 55 Controller (CPU) 300 X-ray tomography apparatus 302 Main body cabinet 311 First arm 312 Second arm 320 Supporting part P Subject OB, OB1, OB2 Orbit TR Dental row IS Imaging space O Center of rotation CA Center axis

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Abstract

　Ｘ線断層像撮影装置（１）は、Ｘ線管（３１）及び直接変換型の検出器（３２）を備える。Ｘ線管及び検出器は、支持手段（２１，３１１，３１２）により、曲線状の軌道に沿って互いに独立して回転可能に支持される。コンピュータ（１１）の指示の下でスキャン及び画像再構成が実行される。撮像対象の所望の断面にＸ線が常に所望角度で透過するようにＸ線管及び検出器を軌道に沿って互いに独立して移動させる。フレームデータを用いて断面のパノラマ画像が生成され、フレームデータとパノラマ画像とを用い、撮像対象に在る構造体の焦点が最適化され且つＸ線パスの角度の違いに因る歪を抑制した断層像が生成される。本装置は歯科用を含む医療用、破壊検査用などの機器として実施可能。またＣＴ撮影の機能を持つことも可能。

Description

Ｘ線断層像撮影装置
　本発明は、Ｘ線を用いて対象物の断層像を撮影するＸ線断層像撮影装置に係り、とくに、トモシンセス法に基づいて対象物の３次元のパノラマ画像などの断層像を撮影するＸ線断層像撮影装置に関する。
　近年、トモシンセシス法（tomosynthesis）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（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、及び特許文献７を参照）。
　従来、このトモシンセシス法を好んで適用した放射線撮像装置の１つに、Ｘ線を用いた歯科用のパノラマ撮像装置がある。このパノラマ撮像装置は、Ｘ線検出器（以下、検出器と呼ぶ）の動きに制約があり、撮像空間に機械的に設定される軌道に従った断層面（基準断層面と呼ぶ）に焦点が合うようになっている。なお、撮像空間とは、被検体の顎部の周囲を回転するＸ線管及び検出器の間に位置する、Ｘ線パスが移動する空間を言う。
　このため、撮像空間において歯列が基準断層面に沿って位置しているときにのみ、画像の焦点は最適化される。しかし、歯列が基準断層面からずれている場合、画像は最適な焦点を失い、ぼける。したがって、不鮮明な部分を精度良く見たい場合は、ボケた部位が鮮明に見えるように被検体の位置決めをやり直してデータの再収集を行うか、ボケた部分の口内撮影を施して、より鮮明な画像を得ていた。
　その一方で、近年、特許文献８のように、Ｘ線の検出データを高速（例えば３００fps）に収集できる検出器を使用し、その検出データをすべてコンピュータに取り込み、トモシンセシス法を実行するＸ線パノラマ撮像装置が開発されている。この装置の場合、検出データをトモシンセス法で処理して断層面のパノラマ画像を生成するとともに、その断層面の位置をその面の前後方向に変更し、その変更した断層面のパノラマ画像を生成できる。この画像生成を行うために、予め、検出器の検出面（つまり、Ｘ線の入射面）に平行な複数の断層面の距離の情報（シフト・アンド・アッド量またはゲインと呼ばれる）を、ファントムを用いて求めるか、理論計算で求める。撮像時には、Ｘ線管及び検出器の対を被検体の顎部の周囲に回転させながらデータ収集を行う。このときの回転中心の位置は、歯列に対して接近したり離れたりする。収集されたデータは、上述の距離の情報を用いたトモシンセシス法をソフトウエア処理することで、ボケの少ない画像が作成される。
　なお、特許文献９に示されるように、同じ１台の装置でありながら、パノラマ撮影とＸ線ＣＴ撮影を選択的に実行できる装置も知られている。
特開昭５７－２０３４３０ 特開平６－８８７９０ 特開平１０－２９５６８０ 特開平４－１４４５４８ 米国特許第５，４２８，６６０ 特開２００８－１１０９８ 米国特許公開 ＵＳ２００６／０２０３９５９　Ａ１ 特開２００７－１３６１６３ 特開平１１－３１８８１６
　しかしながら、上述した放射線撮像装置としてのパノラマ撮像装置はＸ線被曝線量の問題から依然として使用しづらい面があった。一般に、パノラマ撮像装置は、Ｘ線口内撮影装置や歯科用ＣＴ装置と比較すると、Ｘ線被曝線量が少ない。しかしながら、Ｘ線口内撮影装置の代替になるほど、分解能はよくない。これらの理由のため、Ｘ線口内撮影装置やＣＴ装置による歯列の精査は依然として主流になっているのが現状であった。さらに、従来のパノラマ撮像装置の場合、その放射線の線量当量が「３ヶ月で１．３ｍＳｖ」を超える。このため、パノラマ撮像装置は、Ｘ線口内撮影装置やＣＴ装置などと同様に、あくまで放射線の管理区域内に設置する必要があった。
　したがって、患者は治療椅子のある診察室から、放射線管理区域である撮影室に移動してパノラマ撮像を行なうことを余儀なくされている。このため、例えばリーマを用いた歯根先端の検出をする場合、患者はその歯にリーマを差し込まれた状態で診療室から撮影室に移動し、パノラマ撮像、口内撮影、あるいはＣＴ撮影を行う必要があった。この患者の移動は、患者自身にとっても、また歯科医にとっても厄介なことである。例えば、リーマを用いた歯根先端の位置を、患者を治療椅子に座らせた（寝かせた）ままの状態でＸ線画像を用いて確認できるような治療法を採ることができない。かかる理由から、歯科用パノラマ撮像装置は有用ではあるものの、理想的な使用期待に比べて使い勝手がよくないという指摘があった。
　また、専用室としてのＸ線撮影室を用意しなければならないので、施設もその分、大掛かりになり、より省スペースで簡単にＸ線撮影をしたいとする要望には応えていない現状がある。
　さらに、従来の各種タイプのパノラマ撮像装置は、前述した如く、Ｘ線被曝線量の低減化は図られているが、Ｘ線口内撮影装置にとって代わるほどの分解能の高い画像を提供できていないという状況にも直面している。
　本発明は、上述の従来の状況に鑑みてなされたもので、放射線管理区域をより狭い範囲に止め、作業中であっても再構成した断層像を観察できるなど、使い勝手に優れ、且つ、高い分解能の断層像を提供することができるＸ線断層像撮影装置を提供する、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、その主たる態様として、供給される電流の値に応じた量のＸ線を照射するＸ線管と、前記Ｘ線に応答する複数の画素を２次元に配列して当該Ｘ線を入射させる入射面を有し、当該Ｘ線の入射に応じて前記複数の画素からデジタル電気量のデータをフレーム毎に出力する検出器と、曲線状の軌道を供するとともに、前記Ｘ線管及び前記検出器を当該軌道に沿って互いに独立して移動可能な状態で当該Ｘ線管及び当該検出器を支持する支持手段と、を備えたデータ収集器と、前記データ収集器が提供する前記軌道の内側に置かれる撮像対象に対して当該撮像対象の所望の断面のスキャン方向の各位置にて前記Ｘ線が常に所望の角度で透過するように、前記Ｘ線管及び前記検出器を前記軌道に沿って互いに独立して移動させる移動手段と、前記データ収集器により収集された前記データを用いて前記断面のパノラマ画像をトモシンセス法により生成するパノラマ画像生成手段と、前記データ収集器により収集された前記データと前記パノラマ画像生成手段により生成された前記パノラマ画像とを用いて、前記撮像対象に在る構造体の焦点が最適化され且つ前記Ｘ線のパスの方向の角度の違いに起因した歪を抑制した断層像を生成する断層像生成手段と、を備えたことを特徴とするＸ線断層像撮影装置を提供する。
　また、好適な実施形態として、当該Ｘ線断層像撮影装置は、前記検出器により収集されたフレームデータを用いてＣＴ（Computed Tomography）法に基づく断層像の再構成するＣＴ画像再構成手段を有し、前記移動手段は、前記Ｘ線管と前記検出器とを互いに正対させた状態で前記軌道上を移動させる手段であり、前記トモシンセス法に代えてＣＴ撮影を行いたいときに前記検出器の姿勢を切り換える切換手段を有していてもよい。
　本発明に係るＸ線断層像撮影装置によれば、放射線管理区域をより狭い範囲に止め、作業中であっても再構成した断層像を観察できるなど、使い勝手に優れ、且つ、高い分解能の断層像を提供することができる。
　とくに、このＸ線断層像撮影装置を歯科用のＸ線口外撮影装置に適用すれば、放射線管理区域として大掛かりなＸ線撮影室を必要とせずに、患者を治療椅子に座らせた（寝かせた）状態で、治療中にその歯列のパノラマ画像を撮影することができるなど、使い勝手に優れ、且つ、Ｘ線口内撮影装置にとって代わる、高い分解能のパノラマ画像を供することができる。さらに、パノラマ撮影のみならず、ＣＴ撮影も選択的に実施することができ、１台２役の撮影機能を有するので、汎用性が極めて高い。
　添付図面において、
図１は、本発明の第１の実施形態に係るＸ線断層像撮影装置としてのＸ線口外撮影装置の全体構成の概略を示す図。 図２は、本実施形態に係るＸ線口外撮影装置の電気的な概略構成を示すブロック図。 図３は、Ｘ線口外撮影装置で採用している直交撮影法を原理的に説明する図。 図４は、拡大率を説明する図。 図５は、実施形態に係る直交撮影法で採用している、Ｘ線管と検出器の回転速度と管電流の制御を説明する図。 図６は、図５で説明した制御の例を説明するグラフ。 図７は、図５の制御をより一般化して説明するための、Ｘ線管と検出器の回転移動を説明する図。 図８は、図５の制御をより一般化して説明するための、回転角度と制御量との関係を例示するグラフ。 図９は、図５の制御をより一般化して説明するための、回転角度と制御量との関係を例示する別のグラフ。 図１０は、図５の制御をより一般化して説明するための、回転角度と制御量との関係を例示する更に別のグラフ。 図１１（Ａ），（Ｂ）は、Ｘ線管に対するコリメータの独立した制御を説明する図。 図１２（Ａ），（Ｂ）は、回転角度とＸ線管及び検出器の回転の角速度との制御例を示すグラフ。 図１３は、プリンスキャンの概要を説明するフローチャート。 図１４は、プリンスキャンの概要を説明するフローチャート。 図１５（Ａ）～（Ｆ）は、スキャン中のＸ線管と検出器の回転移動の様子を説明する図。 図１６は、ファントムの一例を示す一部破断した斜視図。 図１７は、ファントムのベースにおける、マーカを有する支柱の植設位置とキャリブレーションに用いる断層面の位置との関係を説明する図。 図１８は、基準断層面の位置に植設する支柱の一例を説明する斜視図。 図１９は、外側断層面の位置に植設する支柱の一例を説明する斜視図。 図２０（Ａ），（Ｂ）は、基準面パノラマ画像に映り込むマーカの位置と検出器とマーカの位置関係を説明する図。 図２１（Ａ），（Ｂ）は、本発明に係るパノラマ画像の再構成の原理を説明するための図。 図２２（Ａ），（Ｂ）は、図２１（Ａ），（Ｂ）における幾何学的な位置関係を数値化して説明する図。 図２３は、コントローラ及び画像プロセッサにより協働して実行される、撮像空間の構造解析及びキャリブレーションの手順の概略を説明するフローチャート。 図２４（Ａ）～（Ｃ）は、Ｘ線の照射（投影）角度のずれを測定するための手順を説明する図。 図２５は、Ｘ線の照射角度のずれを説明する図。 図２６は、角速度曲線の一例とそれをＸ線の実際の照射角度のずれに応じて補正する様子を説明する図。 図２７は、Ｘ線照射角度θ＝０°におけるマーカとその結像位置との位置関係を説明する図。 図２８は、Ｘ線照射角度θ＝０°以外の角度におけるマーカとその結像位置との位置関係を説明する図。 図２９は、本実施形態における縦方向の拡大率の補正を加味した、Ｘ線管の位置を睨む方向の３次元投影の概念を説明する図。 図３０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３１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３２は、基準面パノラマ画像の一例を模式的に示す図。 図３３（Ａ），（Ｂ）は、パノラマ画像の縦方向の拡大率の相違を補正する処理を説明する図、 図３４は、基準面パノラマ画像にＲＯＩを設定したときの画像の一例を模式的に示す図。 図３５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３６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３７は、３Ｄ基準画像の一例を模式的に示す図。 図３８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３９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４０（１）は、その（Ａ）～（Ｄ）の順に、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４０（２）は、その（Ｅ）～（Ｈ）の順に、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４１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４２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４３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４４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４５（Ａ），（Ｂ）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４６（Ａ），（Ｂ）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４７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４８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４９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５０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５１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５２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５３は、３Ｄオートフォーカス画像を基準面パノラマ画像の２次元の面に投影する処理の概念を説明する図。 図５４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５５は、本実施形態に係るＸ線口外撮影装置の装着の一例を説明する図。 図５６は、本実施形態に係るＸ線口外撮影装置の装着の別の一例を説明する図。 図５７は、本実施形態に係るＸ線口外撮影装置の装着の更に別の一例を説明する図。 図５８は、本発明の第２の実施形態に係るＸ線断層像撮影装置を説明する外観図である。 図５９は、第２の実施形態におけるＸ線管と検出器との別々の軌道を説明する図である。 図６０（ａ），（ｂ）は、第２の実施形態で使用する検出器の平面図及び側面図を示す。 図６１は、第２の実施形態で使用する検出器のパノラマ撮影モードに有効視野を説明する図である。 図６２は、第２の実施形態で使用する検出器のＣＴ撮影モードに有効視野を説明する図である。 図６３は、第２の実施形態においてパノラマ撮影モードからＣＴ撮影モードに移行させるときの検出器の回転及び高さ方向の移動を説明する図である。 図６４は、パノラマ撮影におけるＸ線管とその照射野の角度を説明する図である。 図６５は、第２の実施形態においてコントローラにより実行されるパノラマ撮影モードからＣＴ撮影モードへの移行制御を説明するフローチャートである。 図６６は、第２の実施形態においてコントローラにより実行されるスキャン及びデータ収集を説明するフローチャートである。 図６７（ａ），（ｂ）は、歯列の全域をＣＴ撮影するときのＸ線管及び検出器の体軸方向の移動と撮影領域とを説明する図である。 図６８（ａ），（ｂ）は、歯列の一部をＣＴ撮影するときのＸ線管及び検出器の体軸方向の移動と撮影領域とを説明する図である。
　以下、添付図面を参照して、本発明の実施形態を説明する。
　（第１の実施形態）
　図１～５４を参照して、本発明に係るＸ線断層像撮影装置としての歯科用Ｘ線口外撮影装置の第１の実施形態を説明する。
　このＸ線口外撮影装置は、被検体Ｐの顎部の撮像対象（歯列など）を顎部の外部からＸ線でスキャンし、このスキャンで収集したデータをトモシンセス法で処理し、その撮像対象の断層像を生成するモダリティである。このため、本実施形態に係るＸ線口外撮影装置は、既存の歯科治療で用いられているパノラマ撮像装置の機能は勿論のこと、従来のパノラマ撮像装置では得られなかった、小形・軽量化、高分解能な画像の提供、放射線管理区域として撮像室を設けなければならないという不便さに由来するワークフローの改善など、本発明の目的を達成し得る。
　＜基本構成＞
　この実施形態では、最初に、本実施形態に係るＸ線口外撮影装置の基本構成を説明する。その後で、このＸ線口外撮影装置の設置の様々な具体例を変形例として説明する。
　図１に、実施形態に係るＸ線口外撮影装置１の基本構成を示す。このＸ線口外撮影装置１は、被検体Ｐ（患者）の口外から、その被検体Ｐの歯列を含む顎部の内部構造を示すパノラマ画像、及び、このパノラマ画像を用いて３次元（３Ｄ）断層像を提供するモダリティである。
　このＸ線口外撮影装置１は、その基本要素として、顎部に対してＸ線によるスキャンを行ってＸ線透過データを収集するスキャン装置１０と、このスキャン装置１０のスキャン動作に関わる駆動を制御するとともに、スキャン装置１０が収集したＸ線透過データを受けて画像を再構成するコンピュータ１１と、スキャン装置１０に高電圧を供給する高電圧発生装置１２とを備える。なお、本実施形態で言うスキャンとは、被検体Ｐの撮像部位に対して予め定めた複数のパスのそれぞれに沿ってＸ線（Ｘ線ビームＸＢ）を照射し、画像再構成に必要な分のＸ線透過データのセットを収集する一連の動作である。
　スキャン装置１０は、後述の変形例で説明するように様々な設置方法によって被検体Ｐの顎部（撮像部位）の周りに近接し、その顎部を囲うように配置される。具体的には、スキャン装置１０は、図１及び図３から分かるように、円状の軌道ＯＢを提供する円形のリング体２１を有する。軌道ＯＢは、リング体２１の外側面を成す円周面に沿って仮想的に創生される円軌道である。
　スキャン時には、このリング体２１が被検体Ｐの顎部の周りに配置される。この配置の仕方は様々である。例えば後述の変形例で説明するように、リング体２１を歯科用の治療椅子のヘッドレストに固定的に又は着脱自在に設置してもよい。また、治療椅子とは別体のＣ形状のアームを用意し、このアームにリング体２１を支持させてもよい。さらに、被検体Ｐの肩部及び／又は頭部に載せたホルダに、このリング体２１を支持させるようにしてもよい。要するに、スキャン時にリング体２１を被検体Ｐの顎部の周りに位置させることができ、且つ、スキャンに必要なＸ線の量を減らすために、リング体２１の径を極力小さくして、小形化することが望ましい。
　なお、図１に示す如く、リング体２１に対して、このリング体２１が提供する軌道ＯＢに沿った２次元面をＸＹ面とするＸ軸、Ｙ軸、及びＺ軸から成る直交座標を設定し、必要に応じて、これらの座標軸を用いて説明する。
　このリング体２１は、前述のように、この外周面に沿った仮想的な円形の軌道ＯＢを提供する。同時に、このリング体２１は、スキャンを実施するため、Ｘ線管３１を備えるＸ線管ユニット３１Ｕと検出器３２を備える検出器ユニット３２Ｕとをその軌道ＯＢに沿って移動可能に支持している。リング体２１の外周面には、その周方向に沿って、例えばベアリング（図示せず）が形成されている。
　Ｘ線管ユニット３１Ｕは、Ｘ線管３１のほかに、このユニット３１Ｕを軌道ＯＢに沿って移動させるウォームギヤなどの移動機構４１と、この移動機構４１を移動させる電動モータ４２とを備える。さらに、本実施形態では、このＸ線管ユニット３１Ｕに、コリメータ３３と、このコリメータ３３をＸ線管３１に対して相対的に移動可能な超音波モータ、ねじ機構などの駆動部３４とを備える。
　なお、Ｘ線管３１及び検出器３２が回転しながらＸ線によるスキャンが実行されるので、リング体２１が供する円形軌道ＯＢによって囲まれる内部の空間は撮像空間ＩＳを形成している。
　Ｘ線管３１は、例えば回転陽極型の真空管型のＸ線管、又は、電界放射型カーボンナノチューブカソードを用いたパルス点灯型のＸ線管で構成されており、そのターゲット（陽極）からＸ線を検出器２２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（いわゆるＸ線管焦点）の径は０．２５ｍｍ以下と小さく、したがって、このＸ線管２１は点状のＸ線源として機能する。
　Ｘ線管２１の前面側の所定位置には、スリット状の開口を有するコリメータ３３が位置付けられている。Ｘ線管２１から曝射されたＸ線は、このコリメータ３３の開口を通過する。このため、検出器３２に入射させるＸ線を、その検出面（すなわち実際の収集用の窓（例えば５．０ｍｍ幅の窓））に絞ることができる。コリメータ３３は、移動機構３４によってその位置及び姿勢、又は、位置のみが移動可能に形成されている。コリメータ３３及び移動機構３４は、Ｘ線管ユニット３１Ｕの内部に設置されているため、Ｘ線管３１と伴に移動する。
　Ｘ線管ユニット３１Ｕと同様に、検出器ユニット３２Ｕは、Ｘ線を検出する検出器３２のほかに、このユニット３２Ｕを軌道ＯＢに沿って移動させるウォームギヤなどの移動機構５１と、この移動機構５１を移動させる電動モータ５２とを備える。
　一方、検出器３２は、放射線検出手段として機能するデバイスであり、Ｘ線検出素子を２次元状（例えば、６４×１５００のマトリクス状）に配置した検出面を有するデジタル形Ｘ線検出器である。この検出器３２は、その検出面に入射する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、本実施形態は画像再構成法として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の検出時の横方向（ＸＹ面に沿った方向）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の高速なフレームレート（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量の電気信号に直接変換でき、その電気信号をフレーム毎に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。
　なお、電動モータ４２、５２及び駆動部３４は、コンピュータ１１から送信されてくる駆動信号に応じて、互いに独立して駆動可能になっている。このため、Ｘ線管ユニット３１Ｕ及び検出器ユニット３２Ｕは、軌道ＯＢに沿って互いに独立して移動可能であり、また、Ｘ線管ユニット３１Ｕの内部において、コリメータ３３はＸ線管３１に対して独立して相対的に移動可能に構成されている。なお、必要に応じて、コリメータ３３を使用しない構成も可能である。また、コリメータ１１から電動モータ４２、５２及び駆動部３４への駆動信号は、有線によって送信してもよいし、無線によって送信してもよい。
　なお、本発明に係るＸ線断層像撮影装置は、必ずしも歯科用Ｘ線口外撮影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実体形状（位置）を３次元的に把握する装置にも実施することができる。例えば医療用では以下のような装置に本発明を実施することができる。
　（１）腕、足などの骨のスキャン撮影装置：　腕、足を回転体に入れることで撮影可能、また検出器をフォトンカウンティング型検出器や、２つのエネルギーのＸ線を照射することで、イメージングと骨塩定量を同時に行うシステム。リング体としての円形ドーム体を縦方向に移動する構造を採用することで、スキャン領域を変更することもできるシステム。
　（２）肺がん検診装置：　リング体としての円形ドーム体に胸部を挿入し、胸部をカバーする検出器で、スキャンし一気に多層断層面を再構成するようなシステム。
　（３）マンモスキャナー：　リング体としての円形ドームに乳房を設定し、スキャンし一気に多層断層面を再構成するシステム。
　（４）頭蓋骨外形把握用スキャナ：　頭部を、リング体としての円形ドーム体に入れて、頭蓋骨表層を３次元的に把握するシステム。
　（５）セファロメトリー装置：　頭部を、リング体としての円形ドーム体に入れて、セファロメトリーに相当する面で再構成を行い、拡大率による歪のない画像を提供する装置。また整形外科、美容整形などの審美的な診断装置。
　（６）死体鑑定用装置：　軽量な可動構造にして、死体の歯列撮影を可能な構造にすることで、死体の個人判定に用いるシステム。３次元構造と精密な歯列構造を表現できるために、精度の高い鑑定が期待できる。
　（７）動物（ペット）検査Ｘ線装置：　動物のＸ線検査を、ドーム型の検査装置。これにより、撮影領域を自在に選択できるために、大半の検査に対応できる。
　なお、家庭に持ち込める装置として、上述した（１）、（３）項、ならびに、本実施形態で一例として後述するＸ線口外撮影装置を、軽量な可動構造にすることで家庭に持ち込み可能な装置に展開することができる。もちろん小型車に車載して歯科診療所のない地方に歯科診療を提供することもできる。
　一方、非破壊検査用としては、以下のような装置に本発明を適用することができる。
　（８）内部構造検査装置：　小型梱包物、金属内部構造、食品、フレキシブル実装基板、ＩＣなどなどの内部構造検査装置。検査ドーム内の３次元の任意面で再構成が可能なので、３次元構造が、非検査物の性質によっては検査できる。また検出器をフォトンカウンティング型検出器や、２つのエネルギーのＸ線を照射することで、物質を同定することも可能である。
　（９）空港での手荷物検査装置：　検査ドーム内を手荷物をステップワイズに送り込みスキャンすることで、ＣＴより低線量かつ高速安価に検査できる。
　（１０）アセンブル物の検査装置：　立体的に配置されるアセンブル物の構造を３次元的に検査する装置、再構成面を自在に指定することで、標準化した構造体の特定部位の内部検査が可能になる。
　（１１）絵画のＸ線検査装置：　凹凸のある絵画の内部を分析する際の検査装置。ある程度大きなドームを構成することで可能になる。
　このような多様な用途に展開できるが、本実施形態では、Ｘ線口外撮影装置について説明している。
　次に、図２に戻って、このＸ線口外撮影装置１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は高電圧発生装置１２に電気的に接続され、これによりＸ線管３１はＸ線曝射のための高電圧の供給を受ける。また、Ｘ線管３１を移動させる電動モータ４２は制御ライン４５を介してドライバ４６Ａに接続され、このドライバ４６Ａがコンピュータ１１に接続されている。検出器３２は収集ライン４７を介してコンピュータ１１に接続されている。検出器３２を移動させる電動モータ５２は制御ライン４８を介してドライバ４６Ｂに接続され、このドライバ４６Ｂがコンピュータ１１に接続されている。さらに、コリメータ３３を移動させる駆動部３４も制御ライン４９を介してドライバ４６Ｃに接続され、このドライバ４６Ｃがコンピュータ１１に接続されている。高電圧発生装置１２は、コンピュータ１１から与えられる制御信号により、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する。
　コンピュータ１１は、収集したフレームデータを含む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、コンピュータ１１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、バッファメモリ５２、画像メモリ５３、画像プロセッサ５４、コントローラとしてのＣＰＵ５５、ＲＯＭ５６、ＲＡＭ５７、及びフレームメモリ５８を備える。また、コンピュータ１１は別のインターフェース５９を備え、このインターフェース５９を介して、モニタ６０及び操作器６１に接続されている。なお、インターフェース５１には、パノラマ像などの画像や医師に説明される画像などを見ることができる患者用モニタ６２にも接続されている。
　バッファメモリ５２は、インターフェース５１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５４は、ＣＰＵ５５の制御下に置かれ、後述する３Ｄ基準断層面ＳＳ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ＲＯＭ５６に予め格納されている。このＲＯＭ５６はプログラムを格納する記録媒体として機能する。また、ＲＯＭ５６にはＬＵＴ（ルックアップテーブル）が確保され、このＬＵＴに後述する管電流Ｉの補正特性、及び、Ｘ線管２１及び検出器３２の回転角度θを演算するための参照関数が予め格納されている。なお、このプログラムは予めＲＯＭ５６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、通信回線又は持ち運び可能なメモリを使い、ＲＡＭ５７を介してコントローラ５５のワークエリアにインストールするようにしてもよい。
　画像プロセッサ５４により処理される又は処理途中のフレームデータ、画像データなどのデータは、画像メモリ５３に読出し書込み可能に格納される。画像メモリ５３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５８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５８に記憶される画像データは、所定周期でモニタ６０の画面に表示される。
　コントローラ（ＣＰＵ）５５は、ＲＯＭ５６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５５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Ｐの顎部は、図１に示すように、スキャンユニット１０の内側、すなわち撮像空間ＩＳに、動かない状態で位置付けられる。この位置付け状態でスキャンが開始されると、Ｘ線管３１及びコリメータ３３、並びに、検出器３２がリング体２１に沿って、つまり軌道ＯＢに沿って回転する。
　この回転の間に、コントローラ５５からの制御の元で、高電圧発生装置１２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。このパルス駆動には、半波整流した駆動信号を使う場合もあるし、インバータ回路を用いたＤＣ駆動方式の駆動信号を使う場合もある。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、入射Ｘ線を直接検出し、対応するデジタル電気量の２次元のフレームデータ（例えば６４×１５００画素）を非常に高速のフレームレート（例えば３００fps）で順次出力する。このフレームデータは、通信ライン４７を介してコンピュータ１１に送られ、そのインターフェース５１を介してバッファメモリ５２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。このフレームデータを用いて、従来から良く診療に使用される２次元のパノラマ画像や、顎部をその輪郭に沿って再構成した擬似３次元のパノラマ画像（透過像）がトモシンセス法を応用して再構成される。
　＜画期的な構成、スキャン制御、画像処理の特徴＞
　撮影時には、リング体２１の内側の撮像空間ＩＳに被検体Ｐの顎部が位置付けられる。したがって、Ｘ線管３１から曝射されたＸ線はコリメータ３３によりコリメートされＸ線ビームＸＢとなって被検体Ｐに向かって照射される。このＸ線ビームＸＢは被検体Ｐの顎部を透過して検出器３２の検出面に入射し、検出面に並んだＸ線検出素子によりデジタル量の電気信号に画素毎に直接変換される。この結果、前述したように検出器２２からフレームデータが高速なフレームレートで出力される。
　このフレームデータは、Ｘ線管３１（及びコリメータ３３）並びに検出器３２が軌道ＯＢに沿って移動しながら、所定間隔毎に間欠的（例えば３００fps毎）に収集される。
　この間欠的な収集の間に、Ｘ線管３１及び検出器３２は、被検体Ｐの額部を挟んで互いに斜めに対向した位置又は互いに正対して位置をとりながら顎部の周りを回転することを特徴とする。「Ｘ線管３１及び検出器３２が互いに正対して」とは、Ｘ線管３１から照射されたＸ線ビームＸＢの中心軸（Ｘ線ビームをＸＹ面に投影したときのビーム広がりの中心軸）が検出器３２の検出面に直交する状態を言う。また、「Ｘ線管３１及び検出器３２が互いに斜めに対向して」とは、上記Ｘ線ビームの中心軸が検出器３２の検出面に９０°以外の角度（０°＜角度＜９０°）で入射する状態を言う。
　ここで、本実施形態に係るＸ線口外撮影装置で採用されている、従来には無い、画期的な構成上の特徴を説明する。
　＜円形軌道＞
　歯科用のパノラマ撮像装置においても、他の医療用のモダリティと同様に、高分解能な画像の提供とともに、省電力化や小形・軽量化が求められている。
　そこで、本Ｘ線口外撮影装置は、まず、小形・軽量化を図るために、スキャン部、すなわち、本実施形態においてはスキャン装置１０におけるＸ線管３１及び検出器３２の移動する軌道を円形にする。つまり、リング体１１で円形軌道ＯＢを作る。しかも、このリング体１１の径は極力小さくする。リング体１１は、撮像対象が顎部、さらには歯列であることから、被検体の頭部が収まる程度の大きさであればよい。このため、リング体１１は、例えば２４０ｍｍ程度の内径であって、２７０ｍｍ程度の外径を有する程度に作る。つまり、軌道ＯＢの径は、一例として、約２７０ｍｍである。このように小さい径の軌道ＯＢを設定することで、この軌道ＯＢ上を回転移動するＸ線管３１及び検出器３２は、従来のパノラマ撮像装置のスキャン部に比べて、互いに非常に近い距離で接近することになる。これにより、スキャン装置１０は従来のそれに比べて小形化及び軽量化を図ることができる。
　なお、Ｘ線管３１及び検出器３２は同一の円形軌道ＯＢ上を回転するので、その円形軌道ＯＢの中心、すなわち回転中心ＯからＸ線管３１までの距離及び回転中心Ｏから検出器３２までの距離は等しい。しかしながら、本発明に係る軌道は必ずしもこれに限定されず、回転中心ＯからＸ線管までの距離と回転中心Ｏから検出器までの距離は互いに異なっていてもよい。つまり、Ｘ線管と検出器が互いに径の異なる２つの円形軌道に沿って独自に回転するようにすることもできる。このときの２つの円形軌道は同軸である方が設計上、容易である。
　また、Ｘ線管３１及び検出器３２の間の距離が小さくなることで、同じＸ線量を想定するのであれば、Ｘ線管３１が照射するＸ線の強度を下げることができる。つまり、Ｘ線強度その自身は距離の２乗に比例して減衰し、同じ検出器の幅と画素サイズであれば距離の３乗相当の減衰になるので、僅かな距離の短縮化であっても、要求されるＸ線強度を下げることができる。
　このように、Ｘ線管３１と検出器３２との間に距離は、従来のパノラマ撮像装置の場合よりも小さい値に設計されており、Ｘ線管３１に流す電流Ｉを７５０μＡ程度の値に抑えられる。この電流Ｉの値は、従来の約１／１０以下の値になる。このため、従来のパノラマ撮像装置の場合には必要であった放射線管理区域としての別室（放射線撮影室）は不要となり、放射線管理区域をＸ線管３１と検出器３２が回転する撮像空間ＩＳに止めることができる。
　つまり、治療中の患者Ｐにスキャン装置１０を装着することができれば、治療をしながら（患者Ｐを移動させないで治療用椅子に座らせたまま）、歯列の断層像を取得することができる。勿論、Ｘ線管電流Ｉが少ない分、被曝量も少なくなるので、熟練を要せずに全体を粗くプリスキャンを行い、ヘッドレストを制御することで顎の角度を最適に位置付けて治療部位を的確にスキャンするなど、多様な撮影を行うこともできるのである。
　＜管焦点、検出器＞
　また、Ｘ線管電流Ｉを少なくするだけでは、画像の分解能が下がるので、使用に耐えられる高精細な断層像を生成することはできない。このため、本実施形態では、Ｘ線管焦点を０．２５ｍｍ以下の小さい値に設定すること、検出器３２として直接変換型のデジタル型検出器を用いて高速にフレームデータを収集することも必要である。
　＜直交撮影と独立駆動＞
　その一方で、このＸ線口外撮影装置１は、被検体の顎部の馬蹄形を成す歯列に沿った断層面の画像をトモシンセス法で再構成する。図３に示すように、歯列ＴＲの位置はスキャン装置１０のＸＹ面における幾何学的中心Ｏには位置せず、顎部の前側に寄っている。加えて、歯列ＴＲの後方にはスキャン時の障害物としての頸椎ＣＳが位置する。歯列ＴＲそのものをとっても歯と歯の重なりがある。このため、その重なりが極力写り込まないように、かつ、極力、頸椎ＣＳを避けて歯列を通過するようにＸ線ビームＸＢのパスがＸ線照射角度θ毎に選択されている。このようにパスを選択すると、各照射角度θにおいてパスは歯列ＴＲに直交又は直交に近い値を採る（なお、「直交」とは、「Ｘ線ビームが歯と歯の間を通り抜けるようにしたい」との意味であり、必ずしも９０度を意味するものではない）。このため、このようなパスに沿ったスキャンは、所謂、直交撮影と呼ばれる。このような観点を加味して、Ｘ線ビームＸＢのパスは例えば図３に示すように設定される。
　この図３は、本実施形態で採用したＸ線管３１、検出器３２、被検体Ｐの顎部の歯列ＴＲ、及び、この歯列ＴＲに沿った３Ｄ（３次元）基準断層面ＳＳと、Ｘ線ビームＸＢのパスとのＸ線照射角度（スキャン角度）θ毎の位置関係をＸＹ面に投影して示す。３Ｄ基準断層面ＳＳとは、基準面として採用する断層面が単なる平面ではなく、３次元的な空間の広がりを有しているので、擬似的な３次元という意味で、そのように呼んでいる。また、「Ｘ線ビーム」とは、Ｘ線管３１から曝射され且つコリメータ３３でコリメートされたＸ線である。Ｘ線ビームの（パスの）方向（つまりＸ線照射角度）は、Ｘ線管３１のＸ線焦点と検出器３１の検出面に入射するＸ線の中心位置（図３においてＸＹ面に投影した中心位置）とを結ぶラインの方向を言う。Ｘ線ビームのパスの位置及び方向は、歯列ＴＲに沿った各位置によって変わるように設定されている。
　この歯列ＴＲをＸＹ面に対する投影したときの輪郭（形状）は個人差がある。このため、本実施形態では、統計的に標準的な輪郭を採用している。この標準的な輪郭は、略馬蹄形を成すもので、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。この輪郭に沿って３Ｄ基準断層面ＳＳが設定されている。この３Ｄ基準断層面ＳＳは、図示した位置からＺ軸方向に沿って立ち上がる擬似的な３次元な広がりを有する断面（仮想面）である。この３Ｄ基準断層面ＳＳは、本実施形態では、装置側で予め用意されているものである。なお、３Ｄ基準断層面ＳＳ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ＳＳ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ＳＳ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。
　このような統計的に標準的な歯列ＴＲを採用し、図３に示すように、歯列ＴＲのどの位置を採ってもＸ線ビームＸＢのパスが極力、その輪郭に直交するように、且つ、Ｘ線ビームＸＢのパスが極力、頸椎を避けて通過するように、各Ｘ線照射角度θにおけるパスの方向（すなわちＸ線照射方向）が設定される。本実施形態は、そのような歯の重なりやノイズ成分としての頸椎の影響を回避することを優先したＸ線ビームＸＢのパスを設定している。このＸ線照射角度θは、Ｘ線管ユニット３１Ｕ及び検出器ユニット３２Ｕからみれば、回転角度に相当する。このため、この角度θは、回転角度でもあり、Ｘ線照射角度でもあり、またスキャン角度でもある。以下、必要に応じて、この角度θを使い分ける。
　なお、この図３に示す直交撮影を重視したＸ線ビームＸＢのパスの設定法は、所望のパス位置の設定ということの代表であり、必ずしも、歯列の各位置においてＸ線ビームＸＢのパスが正確に歯列に直交するという意味ではないし、また、上述の直交撮影以外の撮影に対するパスの設定を排除するという意味ではない。
　上述のように直交撮影を所望してＸ線ビームＸＢのパスを設定すると、図３から分かるように、歯列ＴＲの前歯部の中心位置ではＸ線管３１（コリメータ３３）と検出器３２は互いに正対している。つまり、Ｘ線ビームＸＢのパスはリング体１２の幾何学的な中心Ｏを通る。しかし、前歯の中心の位置から左右の臼歯部の方向にＸ線ビームＸＢのパスが移動するにつれて、そのパスは幾何学的中心Ｏから外れた軌道を通る。さらに、臼歯部の奥に進むにつれて、そのパスは中心Ｏに接近するように移動する。そして、本実施形態の場合、このパスは再び中心Ｏを通過する。Ｘ線ビームＸＢのパスがどの程度まで移動するかは、スキャン範囲Φ（例えば、Φ＝１９０～２１０°＝±８５°～±１０５°）の設定による。
　このように、本実施形態では、Ｘ線ビームＸＢのパスを、幾何学的な中心Ｏよりも撮影対象である歯列ＴＲの形状を優先させ、「直交撮影」ができるように設定されていることにも特徴がある。これを実現するための措置として、Ｘ線管３１（及びコリメータ３３）及び検出器３２を互いに円軌道ＯＢに沿って互いに独立して回転可能にし、且つ、コリメータ３３をＸ線管１１に対して移動可能に構成している。
　＜濃度ムラ対策＞
　しかしながら、上述の構成を実施すると、Ｘ線強度が低いので、検出器３２に入射する単位時間当たりのフォトン数が少なくなる。このため、既存のトモシンセス法で画像を再構成すると、画素濃度が低いことから、ノイズの影響も大きく、また濃度ムラも大きい。
　・独自の画像再構成
　そこで、本実施形態では、照射するＸ線強度を下げた場合でも、耐ノイズ性も高く、構造物の実際の大きさや形状を反映した高精細な３次元的広がりを持つ画像（３次元的画像）を提供可能な画像再構成法をも併せて採用する。この画像再構成法を実施した処理は後述される。
　・拡大率の変化に対する対策
　一方、歯列ＴＲがリング体１２の幾何学的中心Ｏに位置していないこと、Ｘ線管３１及び検出器３２を円形軌道ＯＢに沿って動かし、且つ、直交撮影の撮影を優先していることによって、Ｘ線照射角度θの値毎に、歯列ＴＲとＸ線管３１との間の距離が大きく変化する。つまり、歯列をスキャンしたときの拡大率がＸ線照射角度θ毎に変わる。拡大率とは、歯の実際の大きさとその歯の陰影が検出器３２の検出面に作る投影像の大きさとの比である。これを、図４を使って説明する。このため、上述した画像処理法は、この拡大率の影響を排除又は低減する処理をも含む。これは、画像再構成の全体処理と伴に後述される。
　・管電流の調整
　さらに、本実施形態に係るＸ線口外撮影装置では、Ｘ線管３１及び検出器３２は幾何学的な中心Ｏ（固定）を持つ円形軌道ＯＢに沿って互いに独立して回転（移動）するものの、前述したように直交撮影に重きを置いていることから、回転角度θの夫々の位置におけるＸ線ビームＸＢのパスは必ずしも幾何学中心Ｏを通過していない。幾何学的中心Ｏを通過していないというよりも、直交撮影を優先して、幾何学中心Ｏに囚われずにＸ線ビームＸＢのパスを設定している、と言える。幾何学中心Ｏを通過しているＸ線ビームＸＢのパスは１回のスキャンの間で前歯の中心部の１点を通過するパスと、左右それぞれの臼歯部の１点を通過する、合計３箇所に過ぎない（図３参照）。
　このようなスキャンを実現するために、軌道ＯＢを移動する検出器３２の回転角速度Ｖθが軌道ＯＢ上の位置に応じて制御される。このため、例えば図５に示す如く、検出器３２がある角度範囲Ａ（臼歯部の一部）を通過するときの回転角速度ＶθＡは、別の角度範囲Ｂ（前歯部の一部）を通過する回転角速度ＶθＢよりも大きい。この検出器３２の移動中に、Ｘ線ビームＸＢは一定間隔で入射する。このことは、検出器３２に入射するＸ線のフォトン数が軌道ＯＢの位置に応じて変化することを意味する。フォトン数が変化すると、再構成されるパノラマ画像の画素値にムラ（濃度ムラ）が生じて画質が低下する。そこで、この画素値のムラを排除又は抑制するために、検出器３２の軌道ＯＢ上の回転位置、すなわち、その相手方のＸ線管３１の軌道ＯＢ上の回転位置に応じて、その管電流Ｉを調整するのである。図５の例で言えば、軌道ＯＢ上の角度範囲Ａに対向する角度範囲Ａ´を移動するときのＸ線管３１の管電流ＩＡを、別の角度範囲Ｂに対向する角度範囲Ｂ´を移動する管電流ＩＢよりも相対的に下げる。これをＸ線管２１の回転角度θの全体に展開すると、回転角度θ対管電流Ｉの特性は一般的には図６のように表される。つまり、左右の臼歯部をスキャンするときには、前歯部をスキャンするときよりも、管電流Ｉの値を上げる。なお、管電流Ｉの最大値は、前述した別室（放射線撮影室）を要求しない値に設定されている。この図８に示す管電流Ｉの補正特性が予め、後述するＲＯＭのルックアップテーブルに予め格納されている。この管電流ＩのＸ線照射角度毎の制御も実施される。
　なお、図３に示すように、極力、頸椎を避けつつ、且つ、所望のスキャン角度θを採る撮影になるようにＸ線ビームＸＢのパスを設定しているが、頸椎を完全に避けてパスを設定することは困難である。どうしても、頸椎を通るＸ線ビームＸＢのパスが含まれてしまう。そこで、頸椎を通過するパスに沿ってＸ線ビームが照射されるときには、その分、Ｘ線強度を上げるように管電流Ｉを制御してもよい。
　なお、上述したような管電流を調整する方法に変えて、又は、一緒に、Ｘ線管２１に印加する管電圧を調整してもよい。管電圧を上げると、Ｘ線のフォトン数が増え、一方、それを下げると、フォトン数が下がるので、管電流の上下と同様の調整機能を発揮することができる。
　・データ収集時間の調整
　さらに、この管電流Ｉの制御に代えて又は一緒に、Ｘ線透過データの収集時間を制御してもよい。この概念を、図７～１０を用いて説明する。
　本実施形態の場合、図７に示すように、所定時間Ｔｉの経過を想定すると、この時間の間に、Ｘ線管３１は軌道ＯＢに沿ってｘｉの距離を移動し、検出器３２は同じく軌道ＯＢに沿ってｄｉの距離だけ移動する。このため、データ収集時間の調整として、この所定時間Ｔｉの値を、検出器３２におけるフォトン数のカウントが大体同じになるように決めればよい。
　仮に、頸椎などの障害陰影が無いとすれば、単純に、Ｘ線管３１と検出器３２の移動（回転）に伴う歯列ＴＲに沿った移動距離Ｓｉに反比例した速度で両者を移動させ、
　　ΣＣ／Ｓｉ＝ΣＴｉ＝全体の収集時間（ここで、Ｃは定数）
となるようにＸ線管３１及び検出器３２の移動を制御すればよい。この様子を図８に示す。
　しかしながら、実際には、図９に例示される、頸椎や反対側の顎骨で吸収されるファクタＡｉ（１以下の定数）を考慮する必要がある。そのため、
　　ΣＣ／（Ｓｉ・Ａｉ）＝ΣＴｉ＝全体の収集時間
となるように、Ｘ線管３１と検出器３２の移動（回転）を制御する。この制御の一例を図１０に示す。これにより、パノラマ画像の横方向（つまり、Ｘ線ビームＸＢをスキャンさせる方向）の濃度が一定値に近づく。なお、この濃度ムラの調整とともに、前述したように、パノラマ画像の縦方向における拡大率の補正を行なうことが望ましい。
　なお、画像の濃度ムラを改善する手法として、管電流を変える、管電圧を変える、及び、データ収集時間を変える、という３つの手法を説明したが、これらの３つの手法は適宜に組み合わせて（例えば３つの手法、２つの手法）実施してもよいし、何れか１つを単独で実施してもよい。
　＜コリメータの独立制御＞
　本実施形態では、さらに、コリメータ３３の位置及び姿勢が制御されることも１つの特徴である。この趣旨を以下に説明する。
　本実施形態では、コリメータ３３の位置及び姿勢も、前述したようにＸ線管３１と検出器３２とを結ぶライン、すなわちＸ線照射方向に応じて制御される。コリメータ３３の位置とは、図１１（Ａ）に模式的に示すように、コリメータ３３のＸ線管３１に対する、Ｘ線ビームＸＢの方向に直交する、ＸＹ面に沿った方向の位置を言う。また、コリメータ３３の姿勢とは、同図（Ｂ）に模式的に示すように、Ｘ線ビームＸＢに対する回転した姿勢を言う。
　このようにコリメータ３３の位置及び姿勢を制御する理由は、本実施形態におけるスキャン法が前述したパノラマ撮影を円形軌道にて実現することに基づき検出器とＸ線管の位置が必ずしも常に対向位置にはないことに拠る。本実施形態におけるスキャン法が前述した直交撮影に基づくものであることに拠る。Ｘ線管３１と検出器３２が常に正対していれば、コリメータ２３の位置及び姿勢は固定状態でよい。しかしながら、図３から分かるように、歯列ＴＲの前歯部の中心及び左右の臼歯部側の各一点を除く、大部分の回転角度θの位置で、検出器３２がＸ線管３１に対して斜めの方向に位置付けられる。つまりＸ線管３１の正面方向Ｐからシフトした位置に検出器２２が移動するため、この検出器３２の検出面に正確にＸ線ビームＸＢを入射させるには、コリメータ３３の位置及び／又は姿勢を適宜に制御する必要がある。
　なお、コリメータ３３はその位置及び姿勢の一方のみを、便宜的に、Ｘ線管２１の回転角度θに応じて制御するようにしてもよい。
　＜その他＞
　さらに、本実施形態に係るスキャン装置１０には、Ｘ線管３１及び検出器３２の回転位置を検出する回転センサ３６，３７、及び、被検体Ｐの顎部がスキャンに動いたことを検知する動きセンサ３８を備えている。回転センサ３６，３７は、コントローラが指令するモータ駆動用のパルス信号のパルス数から演算により求めるようにしてもよい。
　さらに、後述するＲＯＭ５６のＬＵＴには、図１２（Ａ）、（Ｂ）に示すように、横軸を回転角度θとし且つ縦軸を回転角速度Ｖθとする回転制御パターンが参照関数として予め格納されている。この回転制御パターンは、前述した図３に示すように、所謂「直交撮影」を達成し且つパノラマ画像の横方向の濃度ムラを低減する上で必要な、Ｘ線管３１、検出器３２、及び被検体Ｐの顎部の歯列ＴＲの位置関係を回転角度θ毎に規定する参照関数である。この参照関数は、したがって、直交撮影に必要な速度制御ファクタに加え、前述した濃度ムラ対策のうちの、管電流の調整ファクタ及びデータ収集時間の調整ファクタのうちの少なくとも何れか一方のファクタに基づいて予め規定されている。
　図１２（Ａ）は、Ｘ線管３１が採るべき回転角度θ毎の回転角速度Ｖθを定めている。この回転角度θ－回転角速度Ｖθを規定するグラフによれば、回転角度θ＝０°の位置で回転角速度Ｖθが高く、回転角度θ＝０°から左右に角度が増加するにつれて回転角速度Ｖθが下がるように設定されている。なお、回転角度θ＝０°の位置は基準位置として、前述した図３から分かる。すなわち、本実施形態では、円形軌道ＯＢ内に位置する歯列ＴＲに沿って３Ｄ基準断層面ＳＳ（図３ではＺ軸方向から見ている）を設定している。この３Ｄ基準断層面ＳＳに対して歯列ＴＲの前歯部の中心をＸ線ビームＸＢが通るときに、そのＸ線ビームＸＢは円形軌道ＯＢの幾何学的中心Ｏを通るように設定されている。そこで、前歯部の中心及び幾何学的中心Ｏを通るラインの回転角度θをθ＝０°に定めている。
　これに対し、図１２（Ｂ）は、検出器３２が採るべき回転角度θ毎の回転角速度Ｖθを定めている。この回転角度θ－回転角速度Ｖθを規定するグラフは、その大小の関係が上述した同図（Ａ）のものとは反対又はそれに近い軌跡を描くように設定されている。
　＜スキャン＞
　さらに、本実施形態に係るＸ線口外撮影装置１において実施される、顎の角度をチェックするためのプリスキャン、及び、データ収集のためのメインスキャンについて説明する。
　・プリスキャン
　このＸ線口外撮影装置１では、１回のスキャンに伴う患者に対するＸ線被曝の量が少ないので、実際の診療のための画像データ（フレームデータ）を収集するメインスキャンに先立ってプリスキャンを実施する。プリスキャンを実施した場合でも、患者のＸ線被曝量を低く抑えることができる。プリスキャンは、画素サイズを荒くして、電流を下げ、かつ高速にデータ収集を行うものである。
　このプリスキャンの手順を図１３に示す。
　患者の顔、すなわち顎部の周囲にスキャン装置１０をセットする。これにより、患者の顎の周囲に近接するような状態でリング体１１が位置付けられる。この状態で、コントローラ５５による制御が開始される。
　このプリスキャンが開始されると、コントローラ５５はまず、ステップＳ１にて、位置検出器３６及び３７から位置情報を読み込み、Ｘ線管３１及び検出器３２の軌道ＯＢ上の位置を演算する。次いで、コントローラ５５は、ステップＳ２にて、この演算した位置が初期位置か否かを判断し、初期位置でなければ、その処理をステップＳ３に移行させる。ステップＳ３にて、モータ４２及び５２を回転させてＸ線管３１及び検出器３２を軌道ＯＢ上の予め設定されている初期位置に復帰させる。なお、この場合、コリメータ３３のＸ線管３１に対する位置及び姿勢は所定位置で固定されている。
　一方、ステップＳ２の判断においてＸ線管３１及び検出器３２が既に軌道ＯＢ上の初期位置に在る場合、コントローラ５５は、ステップ４にて操作器６１から送信されてくるオペレータの操作信号を監視しながら、プリスキャンを開始するか否か判断しながら待機する。
　このステップＳ４の判断がＹＥＳ、すなわちオペレータがスキャンの開始を指令した場合、コントローラ５５は、その処理をステップＳ５に移行させ、プリスキャン条件をＲＯＭ５６のＬＵＴから読み出し、プリスキャンを実行させる。このプリスキャン条件には、Ｘ線管３１の曝射条件（管電圧、管電流）、スキャン速度（Ｘ線管３１、検出器３２の回転速度）、及び、画像処理における画素の束ね数が含まれる。例えば、後述するメインスキャンに比べて、管電流を１／２に、スキャン速度を２倍に、画素の束ね数＝４とするプリンスキャン条件が読み出される。
　なお、プリスキャンの場合、その目的に鑑みると、読影可能であるかぎり粗い画素の２次元パノラマ画像又は３次元の断層像（３次元パノラマ画像）の生成が許される。そのため、本実施形態では、プリスキャン条件としては、上述したようにスキャン速度を上げ、且つ、管電流を下げること以外の条件は、後述するメインスキャンと同様に実行する。つまり、後述するように、管電流の補正、コリメータの姿勢・位置制御、及び、スキャン範囲（回転角度θの範囲）＝例えば２１０°、実在位置を考慮した自動焦点化の３次元画像処理法（後述する）を設定している。
　しかしながら、プリスキャン条件は必ずしもメインスキャンのスキャン条件と同じでなくてもよく、従来公知の種々のパノラマ画像の処理法を設定するようにしてもよい。
　コントローラ５５は、ステップＳ６にて、再び、位置検出器３６及び３７から回転位置情報を読み込み、Ｘ線管３１及び検出器３２の軌道ＯＢ上に沿った現在の回転位置を演算する。次いで、コントローラ５５は、ステップＳ７にて、この回転位置に基づき、スキャンが終了したか否かを判断する。つまり、Ｘ線管３１及び検出器３２が共に軌道ＯＢ上に沿って、設定した回転角度（例えば２１０°）の間を移動しながらスキャンを行ない、予め定めた回転位置の終点まで到達したか否かを判断する。
　このステップＳ７の判断がＹＥＳ、すなわち終点到達を示す場合、コントローラ５５は、前述した同様にステップＳ８、Ｓ９にてＸ線管３１及び検出器３２を、それらの軌道ＯＢ上の初期位置に戻して、スキャン制御を終わる。
　これに対して、ステップＳ７にてＮＯ、すなわちＸ線管３１及び検出器３２が未だそれらの終点位置に到達していない場合、その処理をステップＳ６に戻して繰り返す。
　画像プロセッサ５４は、このように収集されたプリスキャンのフレームデータに、後述するメインスキャン時のトモシンセス法を適用する。これにより、後述するが、メインスキャン時と同様に、対象物の空間的な実在位置を考慮し、常にＸ線管の焦点を睨む向きに沿って自動的に最適焦点化した３次元（擬似的３次元）のパノラマ画像を再構成する。この再構成された３次元パノラマ画像は、画像上のそれぞれの位置にて、隣接する４つの画素を１つに束ねてパノラマ画像が形成される。このパノラマ画像のサイズは縮小されており、粗い画質であるが、歯列ＴＲなどの位置確認用としては充分である。Ｘ線量は、スキャン速度を２倍にし、管電流は１/２にするので、トータルでＸ線量は１/４になる。これにより、Ｘ線被曝量も少なくなる。
　オペレータは、この再構成された３次元のパノラマ画像を観察して、歯列ＴＲを的確に捉えているか、顎（首）の角度が的確かなどの確認を行う。必要であれば、顎部の位置付けを修正する。また、このパノラマ画像には頸椎ＣＳが写りこんでいるので、背後に回ったときのＸ線管３１からのＸ線ビームができるだけ頸椎ＣＳの間を通過し良好な画像になるように、顎（首）の角度も修正する。
　なお、再構成された３次元画像の位置を見て、所望の３次元位置に顎が設定されているかを解析し、顎の位置を自動的に変えるようにチンレストの角度を制御することもできる。なお、従来の再構成法によってパノラマ画像を再構成した場合も、オペレータが、その画像から顎部の位置を判断し、位置の修正を促すことができる。
　・メインスキャン
　次に、図１４を参照して、コントローラ５５の制御下で実行されるメインスキャンの制御を説明する。
　コントローラ５５は、予めＲＯＭ５６に格納されていたスキャン制御のためのプログラムをそのワークエリアに読み出し、このプログラムを順次実行する。
　このプログラムが開始されると、コントローラ５５はまず、ステップＳ１１にて、位置検出器３６及び３７から位置情報を読み込み、Ｘ線管３１及び検出器３２の軌道ＯＢ上の位置を演算する。次いで、コントローラ５５は、ステップＳ１２にて、この演算した位置が初期位置か否かを判断し、初期位置でなければ、その処理をステップＳ１３に移行させる。ステップＳ１３にて、モータ４２及び５２を回転させてＸ線管３１及び検出器３２を軌道ＯＢ上の予め設定されている初期位置に復帰させる。
　一方、ステップＳ１２の判断においてＸ線管３１及び検出器３２が既に軌道ＯＢ上の初期位置に在る場合、コントローラ５５は、ステップ１４にて操作器６１から送信されてくるオペレータの操作信号を監視しながら、メインスキャンを開始するか否か判断しながら待機する。
　このステップＳ１４の判断がＹＥＳ、すなわちオペレータがメインスキャンの開始を指令した場合、コントローラ５５は、その処理をステップＳ１５に移行させ、Ｘ線管３１及び検出器３２それぞれの参照関数（回転パターン）をＲＯＭ５６のＬＵＴから読み出し、その参照関数に基づいてメインスキャンを開始させる。この参照関数は、図１２（Ａ）、（Ｂ）に示すように、横軸を回転位置θとし且つ縦軸を回転角速度Ｖθである。
　コントローラ５５は、ステップＳ１６にて、再び、位置検出器３６及び３７から回転位置情報を読み込み、Ｘ線管３１及び検出器３２の軌道ＯＢ上に沿った現在の回転位置を演算する。次いで、コントローラ５５は、ステップＳ１７にて、この回転位置に基づき、スキャンが終了したか否かを判断する。つまり、Ｘ線管３１及び検出器３２が共に軌道ＯＢ上に沿って、設定した回転角度（例えば２１０°）の間を移動しながらスキャンを行ない、予め定めた回転位置の終点まで到達したか否かを判断する。
　このステップＳ１７の判断がＹＥＳ、すなわち終点到達を示す場合、コントローラ５５は、前述した同様にステップＳ１８、Ｓ１９にてＸ線管３１及び検出器３２を、それらの軌道ＯＢ上の初期位置に戻して、スキャン制御を終わる。
　これに対して、ステップＳ１７にてＮＯ、すなわちＸ線管３１及び検出器３２が未だそれらの終点位置に到達していない場合、コントローラ５５はステップＳ２０の処理に移行する。この処理により、ステップＳ１６で検出したＸ線管３１及び検出器３２の現在の回転位置θに応じた回転角速度Ｖθが演算される。つまり、コントローラ５５はＲＯＭ５６のＬＵＴを参照し、図１２（Ａ），（Ｂ）に示す関数に現在の回転位置θを適用することで、現在指令すべき回転角速度Ｖθが決められる。
　次いで、コントローラ５５は、ステップＳ２１にて、Ｘ線管２１に供給する管電流Ｉを現在の回転位置θに応じて演算する。この演算の意図は、前述したように、検出器２２が検出するＸ線のフォトン数の差を補正することである。なお、前述したようにデータ収集時間で充分に濃度ムラの変化を抑制できる場合には、この管電流Ｉの調整処理は実行しなくてもよい。
　さらに、コントローラ５５は、そのステップＳ２２にて、前述したステップＳ２０で求めたＸ線管３１及び検出器３２の回転角度θを利用して、コリメータ３３の位置／姿勢を制御する指令値を演算する。この指令値は、コリメータ３３を駆動する駆動部３４の駆動信号として演算される。
　このようにＸ線管３１及び検出器３２の回転速度Ｖ、Ｘ線管３１の管電流Ｉ、並びに、コリメータ３３の位置／姿勢の指令値が求められるので、コントローラ５５はステップＳ２２にて、それらの値をモータ４２、５２、３４及び高電圧発生装置１２に指令する。これにより、Ｘ線管３１は高電圧発生装置１２から所定管電圧Ｖ及び演算した管電流Ｉに応じてパルス駆動信号を受け、この駆動信号に応じた強度及びフォトン数のＸ線を発生させる。また、モータ４２、５２の例えばパルス駆動によりＸ線管３１及び検出器３２が互いに独立した回転速度で軌道ＯＢに沿って移動（回転）する。さらに、Ｘ線管３１及び検出器３２の各回転位置にて、Ｘ線管３１から照射されたＸ線ビームがコリメータ３３により検出器３２の検出面を正確に方向付けられるようにコリメートされる。この結果、Ｘ線ビームＸＢは常に検出器３２の検出面に確実に入射できる。
　その後、コントローラ５５の処理はステップＳ１６に戻され、前述したステップＳ１６～Ｓ２３がスキャン終了及び初期位置への復帰まで繰り返される。
　したがって、図１５（Ａ）に示すように初期位置に在るＸ線管３１及び検出器３２（及びコリメータ３３）は、その回転駆動の開始に伴って円形軌道ＯＢを移動し始める（図１５（Ｂ））。この移動を行ないながら、Ｘ線管３１から一定間隔でＸ線が照射される。このＸ線ビームＸＢのパスは予め定めた直交撮影などに専念したパスとなり、極力、歯列ＴＲに直交するように設定されている。Ｘ線管３１及び検出器３２の移動に伴って、被検体Ｐの顎部の前側を回るように移動する（図１５（Ｃ），（Ｄ））。この移動中も勿論、一定間隔のＸ線スキャンが実行される。やがて、Ｘ線管３１及び検出器３２はそれらの回転の終点（すなわち、２１０°のスキャン終了の位置）まで到達すると（図１５（Ｅ））、スキャンを終了させて、元の初期位置まで戻る（図１５（Ｆ））。
　なお、コントローラ５５は、また動きセンサ３８の信号を常時監視しており、被検体Ｐの動きを検出した場合、操作器６１又は別途の図示しない非常用スイッチからの指示に応じて、スキャンを中止するとともに、その旨を警告する。これにより、被検体Ｐがスキャンに驚いて動いたとき、不用意に動いて画質が担保できないときなどに、再撮像を行うことができる。
　＜３Ｄ再構成＞
　一方、患者の顎部の撮像を行う場合は、後述するように、撮像空間ＩＳにおける歯列の実体位置を正確に把握した３Ｄ再構成が実行される。これは、図２９に概説するように、３Ｄ基準断層面ＳＳから、Ｘ線管３１を睨むＸ線の斜めの照射方向に沿って投影が行われ、歯列などの撮像対象（実体物）の３次元位置が高精度に同定される。以下、この位置同定の処理を含む撮像を説明する。
　・撮像空間を規定するパラメータのキャリブレーション
　撮像を説明する前に、ファントムを使った、撮像空間における基準断層面に対する撮像系の３次元構造を示す幾何学的なパラメータの値や変化量を推定する処理、すなわちキャリブレーションを説明する。このキャリブレーションの結果は、画像再構成に反映させられるとともに、必要に応じて、撮像空間の構造解析や設計に用いられる。
　このキャリブレーションに伴う処理は、コントローラ５７及び画像プロセッサ５６が協働して実行される。キャリブレーション専用のプロセッサを設けてもよい。このキャリブレーションには、本実施形態では、被検体Ｐの歯列を模したファントムを用いることを特徴する。
　（ファントム）
　図１６に、このファントム（ファントム装置）１０１の一部破断した外観を示す。このファントム１０１は、かかるキャリブレーションに必要なパラメータの測定を１個で間に合わせることができる万能型ファントムである。なお、本発明に係るファントムは、必ずしも、この万能型ファントムに限定されるものではなく、後述するように３Ｄ画像再構成に必要なパラメータをキャリブレーションを実施できるものであれば、その形態は様々に変形可能であることは勿論である。この変形例の幾つかも後に説明される。
　この万能型ファントム１０１は、透明な樹脂製の板状のベース１１１及び天板１１２と、このベース１１１及び天板１１２に挟持された複数の支柱１１３とを備える。これらの支柱１１３（１１３´）には、後述するようにＸ線透過率が樹脂材とは異なる金属製のマーカを備えている。なお、樹脂の種類は例えばアクリル樹脂であるが、Ｘ線透過率がマーカのそれと異なるものであればよい。また、樹脂が透明としたのは、マーカが見易いからである。
　支柱１１３（１１３´）のそれぞれは、その上下端がベース１１１及び天板１１２に差し込まれて固定されている。以下、これを詳述する。
　ベース１１１は、図１６，１７に示すように、四角い板状を成し、透明な樹脂部材で製造される。このベース１１１の上面には、３次元の基準断層面ＳＳをＸＹ面に投影したときの基準面軌道ＯＲsと、この基準面軌道ＯＲsよりも所定距離ＤＳ、例えば２０ｍｍ外側に当該基準面軌道ＯＲsに例えば平行に引かれた外側面軌道ＯＲouterとが設定されている。これらの軌道ＯＲs, ＯＲouterは、オペレータに分かり易いように、ベース１１１の面上に実際に線として描出してもよいし、仮想的なものであってもよい。
　このベース１１１の上面には、それらの両方の軌道ＯＲs, ＯＲouterと基準断層面ＳＳに焦点が合うようにＸ線管３１及び検出器３２を回転移動させるときのＸ線照射角度θそれぞれとの交点に四角い植設穴１１１Ａが形成される。なお、上記両軌道ＯＲs、ＯＲouter間の距離ＤＳは必ずしも２０ｍｍに設定する必要はなく、限られたサイズ関係の中で後述するパラメータをより精度良く演算できる値であればよい。
　複数の支柱１１３は、それぞれ、図１８，１９に示すように、アクリルなどの樹脂製の角柱として形成されている。各支柱１１３は、一定長さの角柱状の支柱本体１１３Ａと、その上下端それぞれに一体に突設された四角柱状の突起１１３Ｂとを備える。支柱本体１１３Ａは、その長手方向に直交する断面サイズが例えば５ｍｍ×５ｍｍであり、その長さが９２ｍｍである。各突起１１３Ｂのサイズは、支柱本体１１３Ａのそれよりも小さい断面であって、例えば高さ５ｍｍ程度の長さになっている。
　各支柱本体１１３Ａの一面には、キャリブレーション用の第１、第２、及び第３のマーカ１１４，１１５、及び１１６が配設されている。これらのマーカ１１４，１１５、及び１１６は全て、アルミ製又は黄銅製の小径のロッドであり、その径は例えば０．６ｍｍである。このうち、第１及び第２のマーカ１１４、１１５は、支柱本体１１３Ａの上端、下端からそれぞれ所定距離、例えば１０ｍｍ、１５ｍｍだけ離れた位置に横向きに配設されている。支柱本体１１Ａの表面に例えば径０．６ｍｍの断面半円状の削りを入れて、その削り部分に小径ロッドとしての第１及び第２のマーカ１１４、１１５を固設する。
　さらに、図１８に示すように、第３のマーカ１１６は、支柱本体１１３Ａの上端から例えば３０ｍｍ離れた位置を中心に縦方向に沿って固設されている。この第３のマーカ１１６は一定の長さを有し、その長さは例えば２０ｍｍである。この第３のマーカ１１６は、上述した第１及び第２のマーカ１１４，１１５と同様の方法で植設されている。
　なお、上述した支柱１１３及びマーカ位置の寸法はあくまで例示であって、その他の適宜な寸法で設計することができる。
　以上、基準面軌道ＯＲsに沿って配設されるファントム１１３を図１６について説明した。
　一方、外側面軌道ＯＲouterに沿って配設されるファントム１１３´は、図１９に示したように構成されている。ここで興味深い特徴は、図１８に示したファントム１１３を上下逆さまにしたものが図１９のファントム１１３´になっているということである。このため、各ファントム１１３´にも第２、第１のマーカ１１５，１１４が上下端寄りに横向きに位置し、且つ第１のマーカ１１４寄りの位置で縦向きに位置している。マーカの植設方法も全く同じであるので、ファントム１０１を組み立てるときに、基準面軌道ＯＲsと外側面軌道ＯＲouterとの間で逆さまに向きを変えればよく、パーツの共通化を図り、製造コストを下げることができる。勿論、互いの逆さまの向きを混同しないようにＸ線透過に影響を与えない上下端の目印を付けたり、植設用の突起１１３Ｂ及び植設穴１１１Ａの形状を、上下のベース１１１及び天板１１２の間で違えるなどの変形を施してもよい。
　上述のように、第１及び第２のマーカ１１４，１１５と第３のマーカ１１６の植設方向及び長さは互いに異なる。その理由は、キャリブレーションにおいて異なるパラメータの測定が必要であり、そのパラメータの属性に合わせた形状の異なる種類のマーカが必要であることによる。このように、本実施形態では、１つのファントム１０１に全ての必要な種類のマーカを効率的に且つ無駄無く配したことも特徴の１つである。これ故に、パラメータの種類に合わせた複数のファントムを使用しなくても良いという効果がある。
　第１及び第２のマーカ１１４，１１５は、後述するが、撮像空間に存在するＸ線管３１、検出器３２、回転中心ＲＣ、及び３Ｄ基準断層面ＳＳの間の距離関係の情報及びＸ線管３１の検出器３２に対する高さ位置の情報を得るためのマーカである。これに対し、第３のマーカ１１６は、後述するゲインと呼ばれる量（＝ΔＸ／ΔＦｉ）、および、Ｘ線照射角度θそれぞれに対する実際の投影角度を測定するためのマーカである。
　すなわち、基準面軌道ＯＲs及び外側面軌道ＯＲouterに在る第１、第２、及び第３のマーカ１１４，１１５、及び１１６が基準面パノラマ画像及び外側面パノラマ画像に写り込む。これを例えばＸ線照射角度θ＝７５°についてみた場合、例えば基準面パノラマ画像には図２０（Ａ）に示すように描出される。つまり、図２０（Ｂ）に示す幾何学的関係から、基準面パノラマ画像には、上から、基準面軌道ＯＲsに在る第１のマーカ１１４（ＯＲｓ）、外側面軌道ＯＲouterに在る第２のマーカ１１５（ＯＲouter）、基準面軌道ＯＲsに在る第３のマーカ１１６（ＯＲｓ）、外側面軌道ＯＲouterに在る第３のマーカ１１６（ＯＲouter）、基準面軌道ＯＲsに在る第２のマーカ１１５（ＯＲｓ）、及び、外側面軌道ＯＲouterに在る第１のマーカ１１４（ＯＲouter）の順で並んで黒く描出される。
　逆に言えば、このような並びで描出されるように、外側面軌道ＯＲouterの基準面軌道ＯＲsに対する離間距離及び各マーカの縦方向の位置を設定してある。ただし、外側面軌道ＯＲouterに在るマーカ１１４（ＯＲouter），１１５（ＯＲouter），１１６（ＯＲouter）の画像は、基準面軌道ＯＲsに在るそれらの画像よりはボケている。なお、シフト・アンド・アッド量を変更して外側断層面に焦点を合わせてパノラマ画像を再構成すれば、そのボケの程度、つまり、最適焦点の画像か否かの関係は逆になる。
　パノラマ画像上では、４つのマーカ１１４（ＯＲｓ）、１１５（ＯＲouter）、１１５（ＯＲｓ）、及び１１４（ＯＲouter）の画像は横向の黒線として描出され、Ｘ線管３１、検出器３２、回転中心ＲＣ、及び基準断層面ＳＳの間の距離関係のパラメータ、並びに、Ｘ線管３１の検出器３２に対する高さ位置のパラメータを測定するために使用される。また、２つのマーカ１１６（ＯＲｓ）及び１１６（ＯＲouter）の画像は、縦向きの黒線として描出され、後述するゲインと呼ばれる量（＝ΔＸ／ΔＦｉ）、および、Ｘ線照射角度θそれぞれに対する実際の投影角度を測定するために使用される。Ｘ線の照射角度が設計値又は想定値からずれている場合、実際の投影角度もそれらの値からずれるので、２つのマーカ１１６（ＯＲｓ）及び１１６（ＯＲouter）の縦向きの黒線の位置は一致せず、横向方向にずれて描出される。このずれを演算することで実際の投影角度のずれを測定できる。
　このように、ファントム１０１は、撮像空間における撮像系の距離及び高さに関して一度のスキャンで必要充分な位置情報を与えることができる。このため、このファントム１０１は異なる種類のパラメータを単独で測定可能な汎用性を発揮する。
　なお、天板１１２は必ずしも設けなくてもよい。しかし、ベース１１１に植設した複数の支柱１１３には、そのマーカ１１４，１１５，１１６が高精度な空間位置を保つことが要求される。このため、設置や保管のときに、支柱１１３が傾いたり、ずれたり、損傷したりすることを防止するためには、天板１１２は設ける方がよい。天板１１２とベース１１１との間に、両板を支えるためだけの樹脂性の支柱を設けてもよい。
　・再構成の原理
　ここで、Ｘ線口外撮影装置１における再構成の基本原理を数式的に説明する。
この再構成においては、Ｘ線管３１と検出器３２の対の回転中心ＲＣが、ほぼ、回転角度θ＝０°のときの幾何学中心Ｏを通る直線に沿って移動する（図３参照）。このため、この回転中心ＲＣの移動分を考慮した再構成を行うことが特徴である。なお、この項の説明では、この回転中心ＲＣの移動を一般化して、つまり、必ずしも上述した直線に沿って移動する場合に限らず、どのように移動した場合にも対応できるように一般化して説明する。
　図２１（Ａ）は、略馬蹄形の歯列の周りを、互いに正対し且つそれぞれ異なる曲線軌道ＴＳ,ＴＤに沿って回転（移動）するＸ線管３１及び検出器３２の様子を示す。Ｘ線管３１が一方の軌道ＴＳに沿って回転し、検出器３２が他方の軌道ＴＤに沿って回転する。つまり、Ｘ線管３１及び検出器３２は対となって回転するが、その対の回転の中心（回転中心）ＲＣも移動する。同図（Ａ）の例は、回転中心ＲＣが移動する状態を代表的に示している。
　いま、図２１（Ａ）に示すように、Ｘ線管３１及び検出器３２の対の回転中心ＲＣが位置Ｏに在り、Ｘ線管３１の焦点位置をＳ１、検出器３２の幅方向の中心位置をＣ１、Ｘ線管３１の回転半径（以下、Ｘ線管・回転中心距離）をＲＳ、検出器３２の回転半径（以下、検出器・回転中心距離）をＲＤ、回転中心ＲＣの位置Ｏから歯列のある点Ｑまでの距離（以下、回転中心・基準断層面距離）をＤ、及び、回転中心ＲＣが描く軌道をＴＯとする。この距離ＲｓとＲｄは固定値である。
　さらに、図２１（Ｂ）は、Ｘ線管３１の焦点位置ＳがＳ１からＳ２に回転移動するときの状態を示すもので、この移動により、回転中心ＲＣの軌道ＴＯは半径αの円上を角速度ωで動いて、回転中心ＲＣがＯ（Ｓ１）からＯ（Ｓ２）に移動するものとする。この場合、その回転中心ＲＣの２つの位置Ｏ（Ｓ１）、Ｏ（Ｓ２）が両方の焦点位置ＳがＳ１、Ｓ２に作る角度θ１はθ１＝ｗｔ（ｔ：時間）となる。一方、かかる回転移動によって、歯列の点Ｑの検出器３２への投影点はそれまでのＰＡ（Ｓ１）からＰＡ（Ｓ２）に変化する。このとき、検出器３２の幅方向の中心位置はそれぞれＣ１、Ｃ２である。
　この図２１（Ｂ）の幾何学的関係を、回転中心ＲＣの位置がＯ（Ｓ１）からＯ（Ｓ２）への移動とその軌道ＴＯとの関係に着目して抜き出すと、図２２（Ａ）のように表される。この両位置Ｏ（Ｓ１）、Ｏ（Ｓ２）間の距離は微小であるから、角度θ１と半径αを使ってθ１αと表すことができる。この結果、回転中心位置Ｏ（Ｓ１）、Ｏ（Ｓ２）、Ｘ線焦点位置Ｓ２、及び再構成位置Ｑは全て距離の関係で表すことができ、図２２（Ｂ）に示すようになる。つまり、Ｘ線管位置Ｓ２と回転中心位置Ｏ（Ｓ２）との間の距離がＸ線管・回転中心間距離Ｒｓ、及び、回転中心位置Ｏ（Ｓ２）と検出器中心位置Ｃ２との間の距離が検出器・回転中心間距離Ｒｄであるから、回転中心位置Ｏ（Ｓ１）とＯ（Ｓ２）の間の距離がαθ１、回転中心位置Ｏ（Ｓ２）と再構成位置Ｑとの間の距離がＤ－αθ１、再構成位置Ｑから線分Ｏ（Ｓ２）－Ｃ２に垂直に下ろした線分が（Ｄ－αθ１）sinθ１、さらに、その垂線の交点Ｂと回転中心位置Ｏ（Ｓ２）との間に距離が（Ｄ－αθ１）cosθ１となる。
　本実施態様では、撮像空間における撮像系の幾何学的な位置関係の解析（構造解析）や、撮像空間における歯列の実体位置の抽出を行う３Ｄ画像再構成（オートフォーカスと呼ぶ）に必要なパラメータをキャリブレーションするための演算に「回転中心位置Ｏ（Ｓ１）、Ｏ（Ｓ２）間の距離α」を考慮する点がポイントである。
　・ゲインの演算
　上述した図２２（Ｂ）に示す距離関係を用いてゲインと呼ばれる量（＝ΔＸ／ΔＦｉ）を求める。
　図２２（Ｂ）に示す幾何学的関係から、
　　x=[(Rs+Rd)/{Rs+(D-αθ１)}]・(D-αθ１)sinθ１　…　（１）
の関係が成り立つ。αθ１を補正項Ｍ（＝αθ１）と捉えると、θ１及びｘは微小なので、近似式として
　　Δx/Δθ={(Rs+Rd)/(Rs+(D-M))}(D-M)　…　（２）
が成り立つ。
　検出器３２が出力するフレームデータをＦｉとおくと、
　　Δx/Δθ=(Δx/ΔFi)(ΔFi/Δθ)　…　（３）
なので、
　　Δx/ΔFi=(Δθ/ΔFi){(Rs+Rd)/(Rs+(D-M))}(D-M)　…　（４）
となる。
　この（４）式の左辺Δｘ／ΔＦｉはゲイン（シフト・アンド・アッド量の変化率）と呼ばれる。このゲインΔＸ／ΔＦｉは、複数のフレームデータを互いにシフトして加算するトモシンセス法（つまり、シフト・アンド・アッド演算）におけるシフト・アンド・アッド量の変化率を示している。
　また、（４）式の右辺中のＲＳ＋ＲＤは、検出器とＸ線管との間の距離（検出器・Ｘ線管間距離）を表し、ＲＳ＋（Ｄ－Ｍ）は「回転中心位置Ｏ（Ｓ１）、Ｏ（Ｓ２）間の移動距離αθ１」の分だけ補正された、Ｘ線管と焦点との間の距離（焦点位置・Ｘ線管間距離）を表している。また、（Ｄ－Ｍ）は、かかる移動距離αθの分だけ差し引いた、新しい回転中心の位置と再構成点Ｑとの間の距離を表している。
　この結果、ゲインΔＸ／ΔＦｉの曲線（以下、単に「ゲイン曲線」という）は、検出器・Ｘ線管間距離ＲＳ＋ＲＤ、焦点位置・Ｘ線管間距離ＲＳ＋（Ｄ－Ｍ）、回転中心・再構成点間距離（Ｄ－Ｍ）、及び、フレームデータＦｉと回転角度θとの関係を表す角速度曲線Δθ／ΔＦｉ（図２７参照）に基づいて演算できる。このゲイン曲線を積分し、前歯の中心位置を画像の中心位置になるようにすれば、回転角度のそれぞれにて、回転中心ＲＣから距離Ｄの位置で焦点の合ったパノラマ画像を再構成することができる。
　なお、特開２００７－１３６１６３に示されているように、上述したゲインΔＸ／ΔＦｉの大小は通常の電気回路などのそれとは概念が異なり、ゲインΔＸ／ΔＦｉが大きいほど、フレームデータ同士を相互に加算するときのフレームデータの重ね合わせ量（シフト量）は小さくなる。反対に、ゲインΔＸ／ΔＦｉが小さくなるほど、その重ね合わせ量は大きくなる。
　本実施形態では、撮像空間の構造解析やキャリブレーションに必要なパラメータを上述した（４）式のゲイン式に基づき、且つ、キャリブレーションファントムを使って求める。このため、先にキャリブレーションファントムの構成及び機能を説明する。
　・パラメータの演算
　次に、図２３に基づいて、撮像空間の構造解析やキャリブレーションに必要なパラメータを測定するための演算について説明する。つまり、ここで挙げるパラメータとしては、
　・構造解析において、Ｘ線管・回転中心距離ＲＳ、Ｘ線管・回転中心距離ＲＳ、Ｘ線管３１の検出器３２に対するＺ軸方向の高さＢ１、及び、
　・キャリブレーションにおいて、ゲインΔｘ／ΔＦｉ、Ｘ線照射角度θ、角速度曲線Δθ／ΔＦｉ、回転中心・基準断層面距離Ｄ、補正項Ｍ、移動する回転中心ＲＣのＸＹ面上の座標（ＣＸ，ＣＹ）
である。
　この内、キャリブレーション用のパラメータ「Δｘ／ΔＦｉ、θ、Δθ／ΔＦｉ、Ｄ、Ｍ、（ＣＸ，ＣＹ）」は、入力値ＦｉのルックアップテーブルＬＵＴとして記憶・更新される。
　これらのパラメータを演算するための処理として、
　　処理１（ファントムの設置とキャリブレーション用のＸ線撮影（スキャン））、
　　処理２（ゲインΔｘ／ΔＦｉのプロファイルの演算）、
　　処理３（Ｘ線照射角度θのずれ（実際の投影角度θ´）の演算）
　　処理４（角速度曲線θ＝ｆ（Ｆｉ）：Δθ/ΔFiの演算）、
　　処理５（パラメータＲｓ，Ｒｄ，Ｂ１の演算）、
　　処理６（パラメータΔｘ／ΔＦｉ、θ、Δθ／ΔＦｉ、Ｄ、Ｍ、（ＣＸ，ＣＹ）の演算、更新：つまりキャリブレーション）
及び、
　　処理７（歯列の実体位置を抽出した３Ｄ再構成）
が挙げられる。これを処理は、コントローラ５５と画像プロセッサ５４が協働して実行する、図２３に示すフローチャートの中で実行される。このフローチャートに沿って説明する。
　（処理１）
　コントローラ５５はオペレータにファントム１０１を、Ｘ線口外撮影装置１の撮像空間ＩＳの所定位置に設置するように画面や音声で指示する（ステップＳ３１）。この所定位置とは、撮像時に患者Ｐが顎を載せるチンレスト２５の位置である。
　次いで、コントローラ４７はキャリブレーション用スキャンの実行を操作器５８で指示する（ステップＳ３２）。この指示に応答して、コントローラ５５はＲＯＭ６１に予め格納しているキャリブレーション用スキャンのプログラムをそのワークメモリに読み出す。コントローラ５５は、このプログラムを実行することで、コリメータ３３が付いたＸ線管３１と検出器３２とをファントムの周りを回転させる。この回転の間に、Ｘ線管３１の点状のＸ線焦点から例えばパルスＸ線が曝射され。このパルスＸ線はコリメータ３３によりコリメートされてファン状のＸ線ビームとなる。このＸ線ビームがファントムを透過し、検出器３２の検出面に入射する。これにより、検出器３２はファントムを透過してＸ線を検出して、それに対応するデジタル電気量のフレームデータを一定時間毎（例えば３００fps）に出力する。
　Ｘ線管３１と検出器３２は、単純にファントムの周りを回るのではなく、その両者を結ぶ線分上の回転中心ＲＣの位置がファントムの前側に接近した後、離れる軌道を追従するように回転する。つまり、実際のスキャン時には、歯列の前歯付近に進むほど、回転中心ＲＣが歯列に接近し、回転中心ＲＣの位置がずれていく。この移動を許容するように、Ｘ線管３１及び検出器３２の回転位置、角速度がそれぞれ個別に制御される。
　検出器３２から出力されたフレームデータはバッファメモリ５３に一時保管される。画像プロセッサ５３は、そのフレームデータを用いてトモシンセス法の元に基準断層面ＳＳの基準面パノラマ画像を再構成する（ステップＳ３３）。
　（処理２）
　次いで、画像プロセッサ５４はゲインΔＸ／ΔＦｉを求める（ステップＳ３４）。
　まず、再構成された基準面パノラマ画像上で、基準断層面ＳＳに沿った軌道を辿る基準面位置にＸ線照射角度θ毎に配置された、ファントム１０１の支柱のマーカが中心に描出されているフレームデータの番号Ｆｉ０を決める。この決定は、オペレータが基準面パノラマ画像を目視しながら決めればよい。なお、この基準面パノラマ画像には、基準断層面ＳＳよりも２０ｍｍ外側の断層面の軌道を辿る外側面位置にＸ線照射角度θ毎に配置した支柱のファントムも当然に写り込んでいる。
　次いで、基準面位置の支柱それぞれのファントムに対して、一番焦点が合うフレームデータＦｉの重ね合わせ量（シフト・アンド・アッド量）Ｘを求める。これもオペレータが基準面パノラマ画像を観察しながら操作器５８を操作し、中心フレームデータＦｉ０の両サイドにあるフレームデータＦｉを重ねてその画像のボケを観察するという方法を試行錯誤で繰り返して決める。この結果、基準断層面ＳＳに沿った各支柱のマーカに対応した中心フレームデータＦｉ０とその最適な重ね合わせ量Ｘが決まったので、それらのデータを滑らかに繋ぎ合せて重ね合わせ量のプロファイルＰｘを求める。このプロファイルＰｘからＸ線照射角度θの設定値毎のゲインΔＸ／ΔＦｉを求める。
　なお、重ね合わせ量を横軸にとり、マーカ像のエッジ統計量（例えば半値幅）を縦軸にとったグラフを生成し、このグラフのエッジ統計量がピークとなる点を推定するようにしてもよい。この推定値から最適な重ね合わせ量を演算すればよい。これによれば、基準面パノラマ画像上で、写りこんでいるマーカ像の位置を点ＲＯＩなどで指定すれば、その指定位置における最適な重ね合わせ量をほぼ自動的に演算することができる。
　次いで、画像プロセッサ５４は、コントローラ５５からの指示に基づいてキャリブレーションの程度の指示を受ける。本実施形態では、Ｘ線照射角度θについてキャリブレーションを実施せずに、システムが予め有しているＸ線照射角度θの設計値をそのまま採用する簡易型のキャリブレーションと、ファントム１０１をスキャンして得たパノラマ画像からＸ線照射角度θもキャリブレーションする詳細型のキャリブレーションとが予め用意されている。このため、コントローラ５５は、例えばモニタ６０への画像表示を通じて、簡易型キャリブレーションを行うのか、詳細型キャリブレーションを行うのか、オペレータから事前に情報を得る。したがって、画像処理プロセッサ５６はコントローラ５５からの指示を受けて、キャリブレーションが簡易型であるのか詳細型であるのかを判断する（ステップＳ３５）。
　画像プロセッサ５４が簡易型キャリブレーションを行うと判断した場合、例えば予め決まっている照射角度θ＝０°、±１５°、±３０°、…の値をそのまま読み出して設定する（ステップＳ３６）。これに対し、詳細型キャリブレーションを行うと判断した場合、パノラマ画像からＸ線照射角度θのずれ、即ち実際の照射角度θ´を演算する。
　（処理３）
　次に、Ｘ線照射角度θに対する実際の照射角度（投影角度）θ´のずれ量θshiftを演算する（ステップＳ３７）。
　この演算には、再構成された基準面パノラマ画像上で、基準断層面ＳＳよりも２０ｍｍ外側の断層面に沿った、外側面位置に沿ってＸ線照射角度θ毎に配置された支柱のマーカについて、ステップＳ３４と同様に、Ｘ線照射角度θ毎のゲインΔＸ／ΔＦｉ、及び、そのゲインΔＸ／ΔＦｉのプロファイルを生成する。このプロファイルのデータを用いて、基準断層面ＳＳよりも２０ｍｍ外側の断面の外側面パノラマ画像を再構成する。この外側面パノラマ画像において、かかる外側面位置に在る支柱１１３´それぞれのファントムの横方向（２次元基準面パノラマ画像上での横方向）の物理的な中心位置を決める。この決定もオペレータがパノラマ画像を目視しながら行う。
　ステップＳ３４において基準面位置に在る支柱それぞれのマーカが使用している中心フレームデータの番号Ｆｉ０は既に決定している。そこで、当該中心フレームデータに対する外側面パノラマ画像におけるマーカの横方向（２次元基準面パノラマ画像上での横方向）の位置（図２４（Ａ）参照）、及び、外側面位置にあるマーカ１１６の外側面パノラマ画像における横方向の位置（図２４（Ｂ）参照）から、両者間の画像上のずれ量Ｐshiftを演算する。このずれ量Ｐshiftを実長のずれ量Ｌに変換する（図２４（Ｃ）参照）。このずれ量Ｌと両軌道ＯＲｓ、ＯＲouter間の既知の距離ＤＳ（実施形態では２０ｍｍ）とを用いて、
　　実際の照射角度θ´のずれ量θshift＝arctan(L/DS)
の演算を角度θ（＝０°、±１５°、±３０°、…）毎に行う。これにより、所定値刻みのＸ線照射角度θそれぞれに対する実際の照射角度θ´のずれ量Ｐshiftを求めることができる。このずれ量Ｐshiftの例を図２５に示す。
　（処理４）
　次に、画像プロセッサ５４は、投影角曲線θ＝ｆ（Ｆｉ）、すなわち角速度曲線Δθ/ΔFiを演算する（ステップＳ３８）。
　詳細型キャリブレーションの場合、既に、各Ｘ線照射角度θからの実際の照射角度θ´のずれ量θshiftが求められている。このため、このずれ量θshiftから基準断層面ＳＳに在るマーカの照射角度θ´をそれぞれ求める。簡易型キャリブレーションの場合は、簡便的に採用した設計値θがそのまま使用される。
　一方、前述したステップＳ３４において、基準断層面ＳＳに在る、Ｘ線照射角度θ毎のマーカの中心フレームデータＦｉ０の番号は求められている。したがって、照射角度の実際値θ´又は照射角度の設計値θのそれぞれのフレームデータＦｉを繋ぎ合わせてスムージングを掛けることで、投影角曲線θ＝ｆ（Ｆｉ）を求める。この投影角曲線θ＝ｆ（Ｆｉ）の一例を図２６に示す。同図において、投影角曲線θ´＝ｆ（Ｆｉ）は、元の投影角曲線θ＝ｆ（Ｆｉ）から、実際の照射角度θ´の分だけ補正された曲線を示す。
　（処理５：Ｘ線照射角度θ＝０度の位置における定数パラメータの演算）
　次に、画像プロセッサ５４は、Ｘ線ビームの照射角度θ＝０°のときのＸ線管・回転中心間距離ＲＳ、検出器・回転中心間距離Ｒｄ、及び、Ｘ線管の焦点位置の高さ情報Ｂ１を定数パラメータとしてパノラマ画像から演算する（ステップＳ３９）。
　図２７に示すように、Ｘ線管３１及び検出器３２が対向して配置されており、その間に、回転中心ＲＣ及び基準断層面ＳＳが位置しているとする。基準断層面ＳＳの位置に上下に６７ｍｍ、互いに離間した２つのマーカ１１４，１１５が存在しているとする。Ｘ線管３１のＸ線焦点は点光源と見做せるほど小さい焦点（例えば０．５ｍｍの径）。また、Ｘ線の照射角度θは０°であるとする。つまり、コリメータ３３で絞られたＸ線ビームは基準断層面ＳＳに存在すると仮定される歯列の前歯の中心部に照射される。このＸ線ビームは、２つのマーカ１１４，１１５をオブリークに透過して検出器３２の検出面の高さＢ２，Ｂ３の位置にそれらの投影点を作る。つまり、マーカ１１４，１１５の位置は縦方向（Ｚ軸方向）に拡大されて画像として投影点Ｂ２，Ｂ３を作る。なお、検出器３２の検出面の最下限の位置を座標０の原点として設定しており、この点を通る水平面（ＸＹ座標面）から起算してＸ線焦点位置の高さをＢ１としている。したがって、検出器３２の検出面には、座標０の原点、Ｘ線焦点高さＢ１、及び、マーカ１１４，１１５の投影高さＢ２，Ｂ３が下から順に並ぶ。
　この図２７に模式的に示すＸ線照射角度θ＝０°における幾何学関係に、前記ゲインの式（４）：Δx/ΔFi=(Δθ/ΔFi){(Rs+Rd)/(Rs+(D-M))}(D-M)を適用する。Ｘ線照射角度θ＝０°のときは、図２２（Ａ），（Ｂ）から分かるように、補正項Ｍ＝０と見做せる。このため、（４）式は、
　　Δx/ΔFi=(Δθ/ΔFi){(Rs+Rd)/(Rs+D)}D       …　（５）
と表すことができる。マーカ１１４，１１５に対する画像の拡大率の計算から
　　(Rs+Rd)/(Rs+D)=(B3(D)-B2(D))／６７＝Ｋ（Ｄ）   …　（６）
が成り立つ。ここで、拡大率Ｋ（Ｄ）は、検出器３２により、基準断層面の位置であってＸ線照射角度θ＝０°の位置にあるマーカ１１４，１１５の投影点Ｂ２，Ｂ３の位置を検出すれば判るので、既知の値である。
　同様に、
　　(Rs+Rd)/(Rs+D+20)=(B3(D+20)-B2(D+20))／６７＝Ｋ（D+20）　…　（７）
が成り立ち、拡大率Ｋ（Ｄ+20）は、検出器３２により、基準断層面よりも２０ｍｍ外側の位置であってＸ線照射角度θ＝０°の位置にあるファントムの投影点Ｂ２，Ｂ３の位置を検出すれば判るので、既知の値である。
　このため、上記（６）、（７）式
　　(Rs+Rd)/(Rs+D)＝Ｋ（Ｄ）　…　（８）
　　(Rs+Rd)/(Rs+D+20)＝Ｋ（Ｄ+20）　…　（９）
において、
　　Ｘ＝Ｒｓ＋Ｒｄ，Ｙ＝Ｒｓ＋Ｄ　…　（１０）
とおくと、
　　Ｘ／Ｙ＝Ｋ（Ｄ）　…　（１１）
　　Ｘ／（Ｙ＋２０）＝Ｋ（Ｄ＋２０）　…　（１２）
となり、この２つの式からＸ，Ｙの値を求めておく。
　一方、前記（５）式は、（８）式を使えば、
　　Δx/ΔFi=(Δθ/ΔFi)・Ｋ（Ｄ）・Ｄ　…　（１３）
と書き換えることができる。この（１３）式において、回転中心・基準断層面間距離Ｄ以外の項は既知であるので、（１３）式からＸ線照射角度θ＝０°における回転中心・基準断層面間距離Ｄが分かる。距離Ｄが既知になると、Ｘ，Ｙの値が既に分っているので、（１０）式を使って、Ｘ線照射角度θ＝０°におけるＸ線管・回転中心間距離ＲＳ、及び、検出器・回転中心間距離Ｒｄがそれぞれ求められる。
　この距離Ｄ，Ｒｓ，Ｒｄが求められると、図２７において幾何学的に成立する、
　　（Ｂ２（Ｄ＋２０）－Ｂ１）／Ｈ＝Ｋ（Ｄ＋２０）　…　（１４）
　　（Ｂ２（Ｄ）－Ｂ１）／Ｈ＝Ｋ（Ｄ）　…　（１５）
の２式を解くことで、Ｘ線管３１の上下方向（Ｚ軸方向）の位置Ｂ１、及び、下側のファントムのＸ線管３１からの高さＨを求める。
　（処理６：Ｘ線照射角度θ＝０度以外の角度位置における、フレームデータＦｉを入力とする関数パラメータの演算）
　このときには、照射角度θ毎のＸ線管３１、検出器３２、回転中心ＲＣ、及びファントム（マーカ）の幾何学的な位置関係は、図２８のように表される。
　Ｘ線照射角度θが０度以外の角度であっても、前述した式（６）及び（８）は成立している。このため、これらの式に基づいて、各角度θにおけるマーカ１１４，１１５が位置Ｂ２，Ｂ３に作る投影像B3(D)、B2(D)を求めることで、各照射角度θにおける回転中心・基準断層面距離Ｄが演算される（ステップＳ４０）。この距離Ｄが分かれば、既に既知となっているＸ線照射角度θ又はその実際値θ´を用いて回転中心ＲＣの位置座標（ＣＸ，ＣＹ）も演算される（ステップＳ４１）。
　さらに、Ｘ線照射角度θが０°以外の角度のときには、図２２（Ａ），（Ｂ）から分かるように、補正項Ｍ（¹０）の考慮が必要である。このため、（４）式：
　　Δx/ΔFi=(Δθ/ΔFi){(Rs+Rd)/(Rs+(D-M))}(D-M)
を用いる必要がある。既に、各Ｘ線照射角度θにおける補正項Ｍ以外の項は演算されているので、それらを（４）式に当てはめて補正項Ｍが演算される（ステップＳ４２）。このようにステップＳ４０～Ｓ４２を通して、関数パラメータΔx/ΔFi、θ、Δθ/ΔFi、Ｄ、Ｍ、（ＣＸ，ＣＹ）が演算される。
　次いで、画像プロセッサ５４は、画像メモリ５３に書き込まれている、それらの関数パラメータを今回求めた新しい値で更新する（ステップＳ４３）。これにより、３Ｄ画像再構成に必要なパラメータがキャリブレーションされたことになる。
　以上の構造解析及びキャリブレーションのための演算が終わると、画像プロセッサ５４は、演算した定数パラメータＲｄ，Ｒｓ，Ｂ１及び関数パラメータΔx/ΔFi、θ、Δθ/ΔFi、Ｄ、Ｍ、（ＣＸ，ＣＹ）が印刷したり表示したりして出力するか否かを、オペレータの操作情報から判断する（ステップＳ４４）。そのような出力が必要な場合、画像プロセッサ５４がそれらの値を印刷又は表示する（ステップＳ４５）。
　さらに、かかるパラメータの出力が終わるか、又は、そのような出力が不要な場合、処理はコントローラ５５に渡され、コンピュータ５７がオペレータとの間で、インターラクティブに患者の撮像を行うか否かを判断する（ステップＳ４６）。撮像が不要な場合は、一連の処理を終わる。これにより、撮像空間の構造解析及び簡易型又は詳細型のキャリブレーションが完了する。
　一方、患者の顎部の撮像を行う場合は、後述するように、撮像空間における歯列の実体位置を正確に把握した３Ｄ再構成が実行される。これは、図２９に概説するように、３Ｄ基準断層面ＳＳから、Ｘ線管３１を睨むＸ線の斜めの照射方向に沿って投影が行われ、歯列などの撮像対象（実体物）の３次元位置が高精度に同定される。以下、この位置同定の処理を含む撮像を説明する。
　＜画像再構成＞
　次に、図３０を用いて、コントローラ５５及び画像プロセッサ５４が協働して実行される撮像のための処理を説明する。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面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（３次元表面画像）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面パノラマ画像の再構成）
　まず、コントローラ５５は、被検体Ｐの位置決めなど撮影の準備が済むと、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（図３０、ステップＳ５１）。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ように指令される。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、前述したようにキャリブレーションされた３Ｄ基準断層面ＳＳを焦点化するように予め設定されている駆動条件に基づいて回転駆動される。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５４に渡される。画像プロセッサ５４は、３Ｄ基準断層面ＳＳをＸ線照射方向のフレーム番号Ｆｉ毎に、ルックアップテーブルＬＵＴから照射角度、角速度、回転中心・基準断層面間距離Ｄ、及び補正項Ｍの最新値を読み出して、当該３Ｄ基準断層面ＳＳを補正する。これにより、この断層面ＳＳが部分的にその前後方向に位置変更されてスムージングされる（ステップＳ５２Ａ）。次いで、この補正された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＆アッドに拠り基準面パノラマ画像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Ｓ５２Ｂ）。
　なお、この再構成処理において、従来と同様に、前歯部の中心で縦横の拡大率の比が同じになるように重み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３１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面パノラマ画像ＰＩstが再構成される。
　画像プロセッサ５４は次いで、この基準面パノラマ画像ＰＩstをモニタ６０に表示させる（ステップＳ５３）。この基準面パノラマ画像ＰＩstの例を図３２に模式的に示す。
　この基準面パノラマ画像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、前歯部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。
　加えて、本実施形態の場合、Ｘ線管３１及び検出器３２が共に物理的に同一の円形軌道ＯＢに沿って回転していることから、再構成された基準パノラマ画像ＰＩstの縦方向の拡大率の変化の因る歪は大きい。つまり、図３３（Ａ）に例示するように、基準パノラマ画像ＰＩstの横方向の各位置おける拡大率Ｋ（Ｋ１、Ｋ２、…、Ｋｎ）は全部異なる。
　そこで、画像プロセッサ５４は、既に求めている回転角度θ毎の拡大率Ｋの値を用いて、この拡大率Ｋが画像横方向の各位置にてほぼ同じ値になるように係数１／Ｋ（１／Ｋ１，１／Ｋ２，…,１／Ｋｎ）を横方向各位置における各列の画素列に乗じる（ステップＳ５３Ａ）。この結果、図３３（Ｂ）に示すように、表示される基準パノラマ画像ＰＩstの輪郭自体は矩形状のものから多少波打ったものに変わるが、表示される歯列ＴＲの縦方向の大きさや形状は画像横方向の各位置においてほぼ同一になる。この拡大率の相違に因る縦方向の歪が補正された基準パノラマ画像ＰＩstの画素値は再び画像メモリ５３に格納され、その後の表示処理や３Ｄ再構成処理に使用される。
　なお、この拡大率Ｋは、予め装置側で用意している値を使用して上記補正を行なってもよい。
　（基準面パノラマ画像上でのＲＯＩ設定）
　次いで、画像プロセッサ５４は操作者から操作器５８を使って基準面パノラマ画像ＰＩstにＲＯＩ（関心領域）が設定するか否かを判断する（ステップＳ５４）。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Ｓ５４の判断がＹＥＳとなると、画像プロセッサ５４は操作者の操作情報に基づいて基準面パノラマ画像ＰＩstにＲＯＩを設定する（ステップＳ５５）。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Ｓ５６）。この部分画像は、例えば図３４に示すように、元の基準面パノラマ画像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５４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Ｓ５７）。未だ処理を終了させないと判断した場合（ステップＳ５７、ＮＯ）、ステップＳ５４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３１に示す処理を終了させる。
　一方、画像プロセッサ５４は、ステップＳ５４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Ｓ５８）。この作成も行わないと判断した場合（ステップＳ５８、ＮＯ）、ステップＳ５７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Ｓ５８、ＹＥＳ）、ステップＳ５９のサブルーチン処理に移行する。このステップＳ５９で実行される処理は、本発明の特徴の一つを成すもので、回転中心ＲＣの位置変化を考慮し、且つ、各画素から常にＸ線管３１のＸ線焦点を睨んだオブリークな投影方向ＤＲｘに沿って、歯列の縦方向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３５に示す。
　まず、画像プロセッサ５４は、基準面パノラマ画像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パノラマ画像を一度、作成する。そして、ルックアップテーブルＬＵＴからフレーム番号Ｆｉ毎の照射角度θおよび回転中心の位置座標（ＣＸ，ＣＹ）の最新値を読み出し、この位置座標（ＣＸ，ＣＹ）からＸ線管・回転中心間距離ＲＳだけ方向を延長し、Ｘ線照射角度θ毎にＸ線管３１の位置を演算する。そして、作成した３Ｄパノラマ画像の画素それぞれから常にＸ線管３１のＸ線焦点を睨んだオブリークな投影方向ＤＲｘを決める。その上で、各投影方向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（ステップＳ１５１）。この投影像の画素値は画像メモリ５３に保管される。
　ここで行われる投影は、図３６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ＤＲｘに沿って行われる。図３６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、基準面パノラマ画像ＰＩstの部位毎に、前述した縦方向の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５４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Ｓ１５２）。この様子を図３７に示す。
　この後、画像プロセッサ５４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Ｓ１５３）。この様子を図３８に示す。同図には、３Ｄ基準断層面ＳＳの投影方向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。この複数の断層面のそれぞれも、３Ｄ基準断層面ＳＳが回転中心・基準断層面間距離Ｄ及び補正項Ｍで補正された分だけ、その面の前後方向の位置が部分的に補正された断層面である。
　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５４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の高さは投影方向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５４は、ステップＳ１５１で行ったと同様に、回転中心ＲＣの位置座標（ＣＸ，ＣＹ）の変化に応じた投影方向ＤＲｘを求め、その投影方向ＤＲＸに沿って、基準面パノラマ画像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Ｓ１５４）。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５３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、基準面パノラマ画像ＰＩstの位置毎に、前述した縦方向の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３９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５４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Ｓ１５５：図４０（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Ｓ１５６：図４０（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５４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Ｓ１５７：図４０（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５３から読み出し、これを各線分に割り当てる（ステップＳ１５８）。この画素値Ｐijは、前述したステップＳ１５１，Ｓ１５４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Ｓ１５９：図４０（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５４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）を通る投影方向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Ｓ１６０：図４０（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Ｓ１６０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４０（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５４は、それらの線分の画素値Ｐij ＊を画像メモリ５３から読み出す（ステップＳ１６１）。
　図４０（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５４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Ｓ１６２）。したがって、図４０（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５４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Ｓ１６３）。この結果、線分Ｌf1～Ｌfm、Ｌ、Ｌr1～Ｌrnそれぞれについて、図４０（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Ｓ１６４）。図４１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５４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)を投影方向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Ｓ１６５）。このプロファイルの一例を図４２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の投影方向ＤＲｘ（歯列の奥行き方向）の位置である。
　図４３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)を通る投影方向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、かかる投影方向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、かかる投影方向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、かかる投影方向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、投影方向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４３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５４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)を通る投影方向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Ｓ１６６）。
　つまり、前のステップＳ１６５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４４～図４７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の位置が投影方向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（４５（Ａ）、図４６（Ａ）参照）よりも大きい場合（図４５（Ｂ）、図４６（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４７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５４は、ステップＳ１６５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５４は、例えば図４８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Ｓ１６７）。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５４は、その判断位置Ｐ(x,y,z)を１つ分シフトさせ（ステップＳ１６８）、その処理を前述したステップＳ１５５に戻し、上述した一連の特定処理を繰り返す。
　なお、図４８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Ｓ１６８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４８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Ｓ１６７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Ｓ１６７の判断がＹＥＳとなると、画像プロセッサ５４はステップＳ１６５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Ｓ１６９）。この断面位置のデータは、それぞれの判断位置Ｐ(x、y、z)を通る投影方向ＤＲｘの位置である。この様子を図４９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４９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４９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Ｓ１６８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Ｓ１６８の処理が実行される。
　次いで、画像プロセッサ５４はノイズの除去を行う（ステップＳ１７０）。図４９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５４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５４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、エナメル質の部分の形状をトレースした表面画像を作成する（ステップＳ１７１）。さらに、この画像プロセッサ５４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、すなわち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Ｓ１７２）。
　これにより、図５０に示すように、所定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５４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５４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５４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３１、ステップＳ６０）。このステップＳ６０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、基準面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Ｓ６１）。このステップＳ６１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５４は、３Ｄオートフォーカス画像ＰＩfocusを３Ｄ基準断層面ＳＳに、個々の画素を通る投影方向ＤＲｘに沿って再投影する（ステップＳ６２）。この再投影の様子を図５１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Ｓ６３）。この３Ｄ参照画像ＰＩproj-3Dの一例を図５２に示す。
　一方、ステップＳ６１において基準面パノラマ画像ＰＩstの矩形面を使用すると判断されると、画像プロセッサ５４は３Ｄオートフォーカス画像ＰＩfocusをその矩形面、つまり基準面パノラマ画像の面に再投影する（ステップＳ６４）。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サブピクセル法により実行されるのは言うまでもない。この再投影の概念を図５３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Ｓ６５）。この２Ｄ参照画像ＰＩproj-2Dの一例を図５４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Ｓ６６：図５２及び図５４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Ｓ６７）。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Ｓ６８）、この判断がＹＥＳの場合は処理を前述したステップＳ５７に戻す。これに対し、ＮＯの場合は処理をステップＳ６０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Ｓ６０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５４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Ｓ５９）。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Ｓ７０，Ｓ７１）。この後、処理はステップＳ６８に移され、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Ｓ６８、Ｓ５７を経て、かかる処理を終了させる。
　なお、上述したステップＳ６６の設定処理を行った後、ステップＳ６７の表示処理を行わずに、ステップＳ６９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Ｓ７１において表示される。
　以上のように、本実施形態によれば、パノラマ撮像空間の構造を３次元的に把握することで、投影方向が３次元的に表現できる。従って、パノラマ画像の焦点が合っている限りは、３次元表現された画像に歪が生じず、正確なパノラマ撮影画像を構築することができる。このことにより、パノラマ画像をより、位置決めの良否に関わらず安定に表示でき、かつパノラマ画像全体で鮮明な画像を作るようなこともできる。
　本Ｘ線口外撮影装置１のスキャンは以上のように実行される。このため、Ｘ線管２１及び検出器２２は、被検体に接近した軌道ＯＢに沿って移動しながら、Ｘ線ビームＸＢで歯列ＴＲをスキャンすることができる。本実施形態の場合、歯列ＴＲの前歯部の中心部の位置と検出器２２の間の距離は一例として、５４ｍｍと接近している。さらに、Ｘ線管２１と検出器２２との間の距離は、軌道ＯＢの幾何学的な中心Ｏを通るＸ線ビームＸＢのパスであっても３００ｍｍであり、その他のＸ線ビームのパスの長さはそれよりも小さい。このため、Ｘ線管２１の管電流を５００μＡ程度の値にしても充分に撮像可能である。この管電流は従来の１／１０以下の値である。このため、被検体Ｐに与えるＸ線被曝の量は著しく小さくなる。放射線管理区域はスキャン装置１０が形成する撮像空間の内部に限定される。つまり、スキャン装置１０、具体的には、軌道体１２の外側は放射線管理区域の規定から外れるので、歯科医はスキャン装置１０の傍らに立ったまま撮像を行うことができる。つまり、放射線管理区域がより狭い範囲で済む。
　このように、放射線管理区域を、従来とは全く違って、スキャン装置１０の内側である非常に狭い範囲に止めて省スペースでコンパクトに形成ことができる。そして、患者を治療椅子に座わらせた状態で、治療中にその歯列のパノラマ画像を撮影することができる。このため、歯科医にとって非常に使い勝手に優れる。さらに、前述した本願独自の、対象物の実在位置、形状を３次元的により高精度に検出する処理に拠って、従来のＸ線口内撮影装置と同等或いはそれ以上の高い分解能のパノラマ画像を供することができる。
　勿論、念のため、撮像時にはスキャン装置１０をＸ線シールド板で覆うこともできるが、これは必須ではない。
　以上のように、従来よりも少ないＸ線量で撮像することができるので、複数回スキャンを実行する場合でも、Ｘ線被曝の許容量までに余裕を持てる。したがって、プリスキャンを行って事前に関心部位をサーチし、その後で、その関心部位を部分的に詳細にスキャンすることもできる。この様子を患者も患者用モニタで診ることができるし、医師が患者用モニタを使って説明しながら治療することもできる。
　このように、放射線管理区域をスキャン装置という狭い空間に止めて省スペース化を図り、患者を治療椅子に座らせた（寝かせた）状態で、治療中にその歯列のパノラマ画像を撮影することができる。このため、使い勝手に優れ、且つ、Ｘ線口内撮影装置にとって代わることができるほどの、高い分解能の３次元パノラマ画像を提供することができる。
　（装着例）
　以上説明したＸ線口外撮影装置１は、具体的には、様々な態様で設置できる。例えば、図５５に示すように、スキャン装置１０を治療椅子の背もたれにアーム２０１を介して固設又は着脱自在に取り付け、患者は治療椅子に座った状態で、上から吊持されたスキャン装置１０の装着を受けるようにしてもよい。この図５５の装着例においては、更にスキャン装置１０を、患者Ｐの肩に置いた肩パッド２０２によっても支持するようにしている。これにより、患者Ｐの顎部の位置決めもより容易になる。アーム２０１はキャスタ付きのポール２０２に取り付けられており、このポール２０２には、コンピュータ１１およびタッチパネル式のモニタ６０及び操作器６１が取り付けられている。この図５５の装着例の変形としては、スキャン装置１０自体を患者の肩又は頭部に肩パッド又は頭部パットを介して単独で設置した状態で撮像するようにしてもよい。
　さらに、図５６に示すように、スキャン装置１０を歯科用の治療椅子のヘッドレスト部分に固定的に又は着脱自在に取り付けることができる。
　さらに、米国特許第５，４２８，６６０号に見られるように、別体としてのアーム装置２０４の先端にスキャン装置１０を取り付け、撮像時に、治療椅子に座っている患者Ｐの頭部の周辺にそのスキャン装置１０を位置決め可能に構成することもできる。この例を図５７に示す。
　一方、本実施形態では円形のリング体２１を用いて円形軌道ＯＢを創出するスキャン装置１０を例示したが、軌道ＯＢを提供する部材の形状は必ずしも円形である必要はない。例えば、楕円形であってもよいし、曲線の一部を有する様々な形状であってもよい。さらに、スキャンの角度範囲を考慮すると、リング体２１の一部が繋がっておらずに、開放されていてもよい。そのような開放口から電源や制御に必要なコードを内部の回路に接続することができる。
　また、画像の濃度ムラを改善する手法として、画像を再構成した後の処理において実施することもできる。例えば、滑らかな重み係数を基準パノラマ画像ＰＩstの横方向の各画素列に沿って乗じるようにしてもよい。
　また、本実施形態に係るファントムを用いて撮像空間の構造解析及び３Ｄ画像再構成に必要な拡大率などの各種のパラメータをキャリブレーションすることができる。その一方で、ファントムを用いずに、必要なパラメータとして予め設計した設計値をそのまま簡便的に用いてもよい。
　ところで、本発明に係る放射線撮像装置は、前述したように、歯科用のＸ線口外撮影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実体形状（位置）を３次元的に把握する装置としても実施することができる。
　（第２の実施形態）
　続いて、図５８～図６８を参照して、本発明の第２の実施形態に係るＸ線断層像撮影装置を説明する。
　なお、本実施形態に係るＸ線断層像撮影装置の構成要素のうち、前述した第１の実施形態と同一又は同等の構成要素には同一符号を付して、その説明を簡単化又は省略する。
　本実施形態に係るＸ線断層像撮影装置は、トモシンセス法に基づく断層像撮影（パノラマ撮影）のための構成を有し、かつ、その構成を維持したままで、術者からの要求に応じて、ＣＴ（Computed Tomography）法に基づく断層像撮影（Ｘ線ＣＴ撮影）に切り換え、そのＸ線ＣＴ撮影を実施する機能を有する。つまり、１台２役の機能を担った複合システムが提供される。
　図５８に示すように、このＸ線断層像撮影装置３００は、スキャン装置３０１と、本体キャビネット３０２とを備える。スキャン装置３０１は、互いに独立して回転可能な第１、第２の２本のアーム３１１，３１２を備える。この第１、第２のアーム３１１，３１２の先端部に、同アームに交差するようにＸ線管ユニット３１Ｕ及び検出器ユニット３２Ｕがそれぞれ取り付けられている。このため、第１、第２のアーム３１１，３１２、Ｘ線管ユニット３１Ｕ、及び検出器ユニット３２Ｕにより図示のようにＬ字状を成す２つのアーム部が回転中心Ｏを通る中心軸ＣＡの周りに回転可能になっている。この回転により２つのアーム部の間に形成される空間は撮像空間ＩＳとして提供される。この撮像空間ＩＳにベッドや歯科用椅子に寝た状態の被検体Ｐ（患者）の顎部を位置付けする。
　なお、中心軸ＣＡの方向を直交座標系のＺ軸とし、このＺ軸に沿って被検体Ｐの頭部を位置させるので、このＺ軸を体軸方向と呼ぶことにする。
　Ｘ線管ユニット３１Ｕと検出器ユニット３２Ｕは共に、被検体Ｐの顎部を間にして互いに正対して又は斜めに対向する。Ｘ線管ユニット３１Ｕには、第１の実施形態と同様に、Ｘ線管３１及びコリメータ３３が設けられている。また、検出器ユニット３２Ｕには、第１の実施形態と同様に、Ｘ線検出器３２Ａが設けられている。
　第１及び第２のアーム３１１，３１２それぞれの他端は同一の支持部３２０に回転可能に支持され、且つ、共に中心軸ＣＡの周りに回転可能である。この支持部３２０は、キャスタ付きの本体キャビネット３０２に取り付けられている。本体キャビネット３０２は、前述したコンピュータ１１及び高電圧発生装置１２をその内部に備え、また術者とのインターラクティブブな対話のために、その外部にモニタ６０及び操作器６１を備える。
　さらに、Ｘ線管ユニット３１ＵにはＸ線管３１とコリメータ３３とが内蔵され、検出器ユニット３２Ｕには検出器３２Ａとが内蔵されている。このため、Ｘ線管３１から曝射されたＸ線はコリメータ３３でその照射野が絞られ、被検体Ｐの顎部を透過する。この透過Ｘ線が検出器３２Ａで検出される。したがって、パノラマ撮影モード及びＣＴ撮影モードの何れにおいても、Ｘ線管３１及び検出器３２Ａが対になって被検体Ｐの顎部の周りを回転しながら（但し、Ｘ線管３１及び検出器３２Ａの回転は互いに独立して制御される）、Ｘ線により顎部をスキャンできる。つまり、同一のスキャン装置３０１により、パノラマモード及びＣＴモードの撮影を行うことができる。
　ただし、パノラマ撮影モードとＣＴ撮影モードを同一のスキャン装置３０１により、且つ、そのジオメトリ（回転中心ＯからＸ線管３１（のＸ線管焦点）及び検出器３２Ａ（の検出素子）までのそれぞれの距離）を変えないで実行するために、回転中心ＯからＸ線管３１までの距離を少し長めにとっている。つまり、回転中心Ｏから検出器３２Ａまでの距離ｒ１は例えば１５ｃｍであるが、回転中心ＯからＸ線管３１（のＸ線管焦点）までの距離ｒ２は例えば２１．５ｃｍである。この結果、図５９に模式的に示すように、回転中心Ｏの周りに、第１の円軌道ＯＢ１に沿って検出器３２Ａが回転し、また径が第１の円軌道ＯＢ１より大きい第２の円軌道ＯＢ２に沿ってＸ線管３１が回転する。このように２つの円軌道ＯＢ１、ＯＢ２を有することは、Ｘ線管３１及び検出器３２が共に同一の円軌道ＯＢ上を回転する第１の実施形態とは異なる。なお、このような２つの径の異なる円軌道ＯＢ１，ＯＢ２を用いるスキャン装置の構成を前述した第１の実施形態で説明したＸ線口外撮影装置に適用することもできる。
　さらに、同一のスキャン装置３０１でパノラマ撮影モードとＣＴ撮影モードとを両立させるために、コリメータ３３による照射野の制御、検出器３２Ａの姿勢変更、Ｘ線管３１と検出器３２Ａの被検体Ｐの体軸方向Ｚへの移動、スキャン装置３０１自体の被検体顎部に対する位置変更を行う。これらの特徴事項は後述する動作説明に関連させて適宜に説明する。
　Ｘ線管３１に対する管電圧は例えば７０ｋＶ、管電流は例えば９００μＡ～１．３ｍＡに設定し、第１の実施形態と同様に、放射線管理区域はスキャン装置３０１が形成する撮像空間ＩＳの内部に限定されるようになっている。
　ここで、検出器３２Ａについて説明する。検出器３２Ａは、第１の実施形態と同様に、Ｘ線をデジタル電気量に直接変換する半導体検出器として構成される。本実施形態では、この半導体検出器をモジュール化し、複数個（１７個×４個）のモジュールＭＪを２次元状に配列することで、図６０（ａ）（ｂ）に示すように、縦長の矩形状の有効視野（Ｘ線が入射する有効領域）を持たせている。例えば、図６０（ａ）における縦方向（第１の方向）ＬＯＮ＝１４．２ｃｍ、横方向（第２の方向）ＬＡＴ＝３．２ｃｍの有効視野Ｆ３２が提供される。複数のモジュールＭＪは箱状のケース３２ｂに収められている。
　この検出器３２Ａに対して、コリメータ３３の開口制御及びモジュールＭＪのマスク処理が撮影モード毎に実行される。パノラマ撮影モードのときには、上記マスク処理とコリメータ３３の開口の絞りとにより、図６１に示すように、例えば細いスリット状の有効視野Ｆpanoが設定される。この有効視野Ｆpanoは縦方向ＬＯＮ＝１０ｃｍ、横方向ＬＡＴ＝０．６ｃｍである。なお、図６１の仮想線ＫＳで示すように、コリメータ３３により縦方向ＬＡＴのサイズをより短くした有効視野Ｆpano-sを設定することもできる。この短い有効視野Ｆpano-sは顎部の上下の歯列を主に撮影したい場合に適用される。
　一方、ＣＴ撮影モードのときには、検出器３２Ａは、パノラマ撮影モードのときに比べて、横にほぼ９０°倒して（回転させて）使用される。つまり、横長の検出器３２Ａとして使用される。このときも、上記マスク処理とコリメータ３３の開口の絞りとにより、図６２に示すように、例えばスリット状の２種類の有効視野Ｆct-fとＦct-pが設定される。一方の有効視野Ｆct-fは顎部の歯列全体をＣＴ撮影する場合に適し、横方向（図６２中の縦方向ＬＯＮ）で１４．２ｃｍ、縦方向（同図中で横方向ＬＡＴ）で３．２ｃｍのサイズを有する。もう一方の有効視野Ｆct-pは、歯列の一部（例えば前歯部、左臼歯部、又は、右臼歯部など）ＣＴ撮影する場合に適し、横方向（縦方向ＬＯＮ）で７．１ｃｍ、縦方向（横方向ＬＡＴ）で３．２ｃｍのサイズを有する。
　なお、ＣＴ撮影モードのときに検出器３２Ａを倒す（回転させる）角度は、必ずしも９０°又はほぼ９０°の角度でなくてもよく、検出器の有効視野の形状に鑑み、パノラマ撮影モードのときの検出器の長手方向に対して斜めに交差するように倒してもよい。要するに、ＣＴ撮影モードのときに、照射野を広くしてスキャンの効率を上げるため、体軸方向に一定幅以上の視野（画素領域）を確保するようにできればよい。
　この検出器３２Ａは、パノラマ撮影モードとＣＴ撮影モードとに兼用される。このため、パノラマ撮影モードからＣＴ撮影モードに移行する場合、検出器３２Ａを約９０°回転させる必要がある。この様子を図６３に示す。このため、検出器３２Ａのケース３２ｂにはＸ線入射面の反対側に回転軸３２ｃが設けられ、この回転軸３２ｂを中心に手動で又はモード変更の指示に応じて自動的に回転可能になっている。回転軸３２ｃは検出器３２Ａの長手方向の中心に位置している。
　また、歯科用ＣＴ撮影は、単に、検出器３２Ａを９０度倒す（回転）させるだけでは不十分である。つまり、i)Ｘ線管３１及び検出器３２Ａの体軸方向Ｚの移動、ii)検出器３２Ａを９０度倒す（回転）、iii)検出器３２Ａの体軸方向Ｚへのスライド、iv)スキャン装置３０１の体軸方向Ｚの移動、及び、v)スキャン装置３０１の体軸方向Ｚに直交する面に沿って左側又は右側へのシフト、などの位置調整が必要である。
　これらの位置変更は、歯列のパノラマ撮影におけるジオメトリの特殊性、及び、Ｘ線ＣＴ撮影に必要な位置決めに起因している。
　歯列のパノラマ撮影においては、これは第１の実施形態では特に言及していないが、首部に頸椎ＣＳが存在していることを常に意識したＸ線パスの設定を行う必要がある（図６４参照）。Ｘ線がなるべく頸椎ＣＳの骨と骨の間を透過して歯列ＴＲに入射するように、それらの骨の間の隙間の傾きを考慮している。このため、Ｘ線管から照射されたＸ線のパスは少し上目使いになるように、Ｘ線管の歯列に対する位置付け及びコリメータの開口制御がなされている。この様子を図６４に模式的に示す。
　したがって、ＣＴ撮影に移行した場合、この検出器３２Ａを単純に約９０°回転させただけでは、体軸方向Ｚにおいて回転中心Ｏの位置と歯列ＴＲの位置がずれてしまう。このため、ＣＴ撮影に移行すると、体軸方向ＺにおいてＸ線管３１と検出器３２Ａの対の位置を所定距離Ｈ１（例えば５ｃｍ）だけ上げる、つまり、頭部側に所定距離Ｈ１だけシフトさせる。これにより、歯列ＴＨと回転中心Ｏとの体軸方向Ｚにおける高さがほぼ一致する。
　ＣＴ撮影においては、次いで、検出器３２Ａの回転軸３２ｃを中心に検出器３２Ａを約９０°倒して（回転させて）、縦横の関係を逆にする。この後、検出器３２Ａだけを所定距離Ｈ２（例えば４．３ｃｍ）だけ体軸方向Ｚにおいて下げる、つまり、頭部から離れる方向に所定距離Ｈ２だけシフトさせる。これにより、ＣＴ撮影に対する、スキャン装置３０１における検出器３２Ａの初期位置が決まる。
　また、ＣＴ撮影においては、スキャン装置３０１の体軸方向Ｚの移動、及び、スキャン装置３０１の体軸方向Ｚに直交する面に沿って左側又は右側へのシフトも必要になる。これらの移動は、被検体Ｐの歯列の部分を撮影するときに有効な位置の微調整である。本実施形態では、部分歯列のＣＴ撮影として、前歯部撮影モード、左臼歯部撮影モード、及び、右臼歯部撮影モードが用意されている。前歯部撮影モードのときに、スキャン装置３０１自体を体軸方向Ｚの頭部側へ所定距離Ｈ３（例えば３ｃｍ）移動させる。また、左臼歯部撮影モードのときには、スキャン装置３０１自体を被検体Ｐから見て左側に所定距離Ｈ４（例えば３ｃｍ）だけ平行移動させる。反対に、右臼歯部撮影モードのときには、スキャン装置３０１自体を被検体Ｐから見て右側に所定距離Ｈ４（例えば３ｃｍ）だけ平行移動させる。この左臼歯部、右臼歯部の撮影モードにおいては従って、同一面ながら、回転中心Ｏの位置も左側、又は、右側に所定距離だけＨ４だけ平行に移動する。この移動により左臼歯部又は右臼歯部の位置が回転中心Ｏにより近くなる。
　なお、スキャン装置３０１を移動するということは、文字通り、本体キャビネット３０２に支持されているスキャン装置３０１を移動させる構成であってもよいし、スキャン装置３０１の支持部３２０が支持している第１及び第２のアーム３１１，３１２だけを移動させるようにしてもよい。
　上述したスキャン装置３０１の体軸方向Ｚ及びそれに直交する面に沿った移動、Ｘ線管３１及び検出器３２Ａの体軸方向への移動、検出器３２Ａの回転軸３２ｂの周りへの回転、並びに、検出器３２Ａの体軸方向Ｚの移動は、回転移動機構によりなされる。この回転移動機構としては、支持部３２０を上下方向及び水平面内の縦横方向に移動可能な機構Ｍ１、及び、支持部３２０に在って第１、第２のアーム３１１，３１２を中心軸ＣＡの周りに互いに独立して回転可能な機構Ｍ２を含む。さらに、上記回転移動機構は、第１のアーム３１１の内部に在ってＸ線管ユニット３１Ｕを中心軸ＣＡの方向に移動可能であるとともに、中心軸ＣＡに平行な軸の周りに自転させることが可能な機構Ｍ３、及び、第２のアーム３１２の内部に在って検出器ユニット３２Ｕを中心軸ＣＡの方向に移動可能であるとともに、中心軸ＣＡに平行な軸の周りに自転させることが可能な機構Ｍ４を含む。これらの機構Ｍ１～Ｍ４は、図示しないドライバを介してコントローラ５５の制御の下で駆動するようになっている。
　続いて、図６５～図６６を参照して、コントローラ５５により実行される、パノラマ撮影からＣＴ撮影への移行に関わる処理を説明する。
　なお、この処理は、パノラマ撮影の状態からオペレータの希望に応答してＣＴ撮影に移行させるものである。このＸ線断層像撮影装置３００は、パノラマ撮影及びＣＴ撮影の両機能を持ちながらも、パノラマ撮影の機能を基本とし、これにＣＴ撮影の機能を付加的に持たせるという設計思想を採っている。このため、パノラマ撮影からＣＴ撮影への移行に関わる処理を説明することが相応しい。しかしながら、パノラマ撮影とＣＴ撮影との両機能を対等に有し、ユーザがＸ線断層像撮影装置３００を起動させた時点で両撮影モードの何れかを選択するようにしてもよい。なお、ＣＴ撮影モードからパノラマ撮影モードに戻る場合、コントローラ５５の指令の下に図６５で説明する手順とは逆の手順でＸ線管３１及び検出器３２Ａがパノラマ撮影の初期位置に戻ればよい。
　図６５において、コントローラ５５は、ステップＳ２０１にて、オペレータから操作器６１を介した指令情報に基づいてＣＴ撮影モードが指令されているか否かを判断する。この判断がＹＥＳであれば、歯列全域ＣＴ撮影モード又は部分歯列ＣＴ撮影モードの何れかが指示されていることになるので、ステップＳ２０２～Ｓ２０４の共通処理が先に実行される。
　まず、コントローラ５５は、Ｘ線管３１及び検出器３２Ａの対を体軸方向Ｚに沿って所定距離Ｈ１（例えば５ｃｍ）だけ頭部方向に移動させる（ステップＳ２０２）。次いで、コントローラ５５は、検出器３２Ａを９０度、回転させて横向きにする（ステップＳ２０３）。次いで、検出器３２Ａを体軸方向Ｚに沿って所定距離Ｈ２（例えば４．３ｃｍ）だけ体軸方向Ｚにて下げる（ステップＳ２０４）。なお、図６４の仮想線は図６６（ｄ）の状態を示している。
　次に、コントローラ５５は、ステップＳ２０５にて、オペレータからの操作情報に基づいてＣＴ撮影モードが歯列全域ＣＴ撮影モードか否かを判断する。この判断がＹＥＳ、すなわち歯列全域ＣＴ撮影モードのときには、ステップＳ２０６にて、コリメータ３３の開口を調整して、Ｘ線の照射野を検出器３２ＡのＸ線入射面の有効視野Ｆct-fに一致させる。次いで、コントローラ５５は、ステップＳ２０６にて、オペレータからの操作情報に基づいて、スキャン装置３０１の体軸方向Ｚの位置を最終的に微調整し、撮影位置を定める。この調整は手動であっても自動的に行われてもよい。
　さらに、ステップＳ２０８において、Ｘ線管３１に与えるＣＴ撮影用の管電圧及び管電流を設定し、ステップＳ２０９に移行する。ここでは、スキャンが指令されてデータ収集される。このステップＳ２０９の処理は後で詳述する。
　前述したステップＳ２０５においてＮＯの判断のときには、部分歯列ＣＴ撮影モードが指令されている。したがって、コントローラ５５は、オペレータからの操作情報にしたがって、前歯部ＣＴ撮影モードが指令されているのか（ステップＳ２１０）、右臼歯部ＣＴ撮影モードが指令されているのか（ステップＳ２１１でＹＥＳ）、又は、左臼歯部ＣＴ撮影モードが指令されているのか（ステップＳ２１１でＮＯ）が判断される。
　前歯部ＣＴ撮影モードが指令されている場合、ステップＳ２１２において、スキャン装置３０１を体軸方向Ｚの頭部側へ所定距離Ｈ３（例えば３ｃｍ）移動させる。右臼歯部ＣＴ撮影モードが指令されている場合、ステップＳ２１３に移行して、スキャン装置３０１自体を被検体Ｐから見て右側に所定距離Ｈ４（例えば３ｃｍ）だけ平行移動させる。反対に、左臼歯部ＣＴ撮影モードが指令されている場合、ステップＳ２１４に移行して、スキャン装置３０１自体を被検体Ｐから見て左側に所定距離Ｈ４（例えば３ｃｍ）だけ平行移動させる。
　これらの部分ＣＴ撮影に対するスキャン装置３０１の位置的な微調整が済むと、コントローラ５５はその処理をステップＳ２１５に進め、コリメータ３３の開口を調整して、Ｘ線の照射野が検出器３２ＡのＸ線入射面に仮想的に設定した部分的な有効視野Ｆct-pに一致させる。この後、前述したステップＳ２０８、Ｓ２０９が実行される。
　なお、上述した処理のうち、ステップＳ２０２、Ｓ２０３、Ｓ２０４、Ｓ２１２、Ｓ２１３、及びＳ２１４で実行されると同等の操作を、オペレータが手動で行うように構成してもよい。
　また、上述した距離Ｈ１、Ｈ２，Ｈ３，Ｈ４は被検体の体格、特に額部（歯列を含む）の統計的なサイズに基づく微調整の量であって、その都度、オペレータが被検体の体格に鑑みてそれらの量を増減させることができる。
　次に、図６６を参照して、ＣＴ撮影モードにおけるデータ収集を説明する。コントローラ５５はまず、ステップＳ２５１において、Ｘ線管３１及び検出器３２Ａの対を初期位置において互いに正対するように位置付ける。この位置付が完了すると、ステッＳ２５２、Ｓ２５３の処理を通じて、第１及び第２のアーム３１１，３１２を中心軸ＣＡの右回り（又は左周り）に例えば所定角度範囲θct（＋２１０°又は－２１０°）回転させるとともに、この回転の間、検出器３２Ａが検出した透過Ｘ線の所定周期毎のフレームデータを収集し、このフレームデータをバッファメモリ５２に一時保管する。
　次いで、第１及び第２のアーム３１１，３１２が予め所定角度範囲θctの終点位置まで到達すると、コントローラ５５は、ステップＳ２５４にて、それらの回転を停止させる。次いで、ステップＳ２５５において、Ｘ線管３１及び検出器３２Ａの対、すなわち第１及び第２のアーム３１１，３１２を体軸方向Ｚにおいて所定距離Ｈ５（例えば１９ｍｍ）だけ胸部側に移動させる。
　この後、ステップＳ２５６，Ｓ２５７の処理を通じて、第１及び第２のアーム３１１，３１２を中心軸ＣＡの右回り（又は左周り）に、前述した終点位置から初期位置に向けて所定角度範囲θct（－２１０°又は＋２１０°）回転させるとともに、この回転の間、検出器３２Ａが検出した透過Ｘ線の所定周期毎のフレームデータを収集し、このフレームデータをバッファメモリ５２に一時保管する。
　このようにして所定角度θctの往路スキャン、所定距離Ｈ５の体軸方向の移動、及び所定角度θctの往路スキャンが実行される。この一連のスキャンが終わると、１及び第２のアーム３１１，３１２の回転が停止される（ステップＳ２５８）。
　以上のデータ収集により、歯列全域ＣＴ撮影モードのときには、図６７（ａ），（ｂ）に示すように、回転中心Ｏの周りに、歯列全域をカバーする所定領域Ｂ１（例えば８５ｍｍφ×３８ｍｍの高さ）の撮影領域を確保できる。また、部分歯列ＣＴ撮影モードのときには、図６８（ａ），（ｂ）に示すように、少なくとも前歯部、右臼歯部、または左臼歯部をカバーする所定領域Ｂ２（例えば４５ｍｍφ×３８ｍｍの高さ）の撮影領域を確保できる。
　スキャンが終わると、これら何れかの３次元領域Ｂ１又はＢ２の透過データが収集されているので、画像プロセッサ５４は、この収集データに所望のアルゴリズムを適用して３次元のＣＴデータを再構成することができる。この３次元の再構成データに適宜な断面変換処理を施して、例えば歯列全域に沿った断面や歯列の部分的な断面に沿った断層像を切り出すことができる。
　上述した構成要素以外の構成要素は、第１の実施形態で説明したものと同一又は同等に構成されている。
　このため、本実施形態に係るＸ線口外撮影装置は、パノラマ撮影を行うことができる一方で、同じ装置で、Ｘ線ＣＴ撮影をも簡単に行うことができる。スキャン装置を取り換えたりする必要もないので、使い勝手が良く、汎用性が高い。勿論、前述した第１の実施形態の作用効果も併せて享受できる。
　なお、上述した第２の実施形態に係るＸ線断層像撮影装置を、マンモグラフィを行うＣＴ装置に適用してもよい。例えば、ベッド上にうつ伏せに寝た患者の乳房部をベッドに開けた穴から垂下させ、通常のマンモグラフィで使われるＸ線吸収の少ない乳房プレス板のときよりも弱いプレス力で乳房部を挟む。これにより固定された乳房部の周りを、前述したスキャン装置３０１の第１及び第２のアーム３１１，３１２、すなわちＸ線管３１及び検出器３２Ａに前述と同様に所定角度範囲の回転（往路）、体軸方向への移動、及び所定角度範囲の回転（復路）を実行させる。これにより、乳房のトモシンセシス用あるいはＸ線ＣＴ断層用のＸ線透過データを収集でき、マンモグラフィのための断層像を生成することができる。
　また、患者が座した状態で、頭部の代わりに乳房部を位置決めし、その乳房部を通常のマンモグラフィで使われるＸ線吸収の少ない乳房プレス板のときよりも弱いプレス力で挟み、その状態で上述と同様に乳房部をスキャンする。これにより、前記と同様のマンモグラフィが可能になる。
　その際、検出器は一列ではなく、多列、例えば３列離散的に配置あるいは平面検出器の一部を使用することで、トモシンセシスによる収集の投影角が広角になる。これにより、更に断層像として鮮明度が向上し、患者のＸ線被ばくの少ない画像を得ることもできる。このように、本発明に係るＸ線断層撮影装置が備える検出器の数は必ずしも１個に限定されるものではない。複数個の検出器又はそれと同等の平面検出器も本発明に係る検出器の概念に含まれる。
　またマンモグラフィに適用する検出器においては、乳房側における検出器視野と検出器端面との間の距離を数ｍｍレベルまで小さくし、その端面際まで検査領域を確保することはトモシンセシス法及びＸ線ＣＴ断層法共に重要である。
　したがって、このような装置の場合も、第２の実施形態で説明した利点を享受することができる。
　本発明に係るＸ線断層像撮影装置によれば、例えば、これを歯科用のパノラマ撮影装置に適用することができる。この場合、放射線管理区域をスキャナ部分であるスキャン装置に止めることで小形化を図ることができ、患者を治療椅子に座らせた（寝かせた）状態で、治療中にその歯列のパノラマ画像を撮影することができるなど、使い勝手に優れ、且つ、Ｘ線口内撮影装置にとって代わるほどの、高い分解能のパノラマ画像を提供することができる。また、このＸ線断層像撮影装置は、パノラマ撮影に加えて、Ｘ線ＣＴ撮影も行うことができので、医療現場での汎用性が高い。さらに、このＸ線断層像撮影装置は、歯科用に限らず、歯科以外の医療用の装置、並びに、非破壊検査用の装置にも適用でき、上述と同様の利用可能性を発揮できる。
１　Ｘ線口外撮影装置（Ｘ線断層像撮影装置）
１０，３０１　スキャン装置
１１　コンピュータ
２１　リング体
３１　Ｘ線管
３１Ｕ　Ｘ線管ユニット
３２、３２Ａ　検出器
３２Ｕ　検出器ユニット
３３　コリメータ
５４　画像プロセッサ
５５　コントローラ（ＣＰＵ）
３００　Ｘ線断層像撮影装
３０２　本体キャビネット
３１１　第１のアーム
３１２　第２のアーム
３２０　支持部
Ｐ　被検体
ＯＢ、ＯＢ１、ＯＢ２　軌道
ＴＲ　歯列
ＩＳ　撮像空間
Ｏ　回転中心
ＣＡ　中心軸

Claims (24)

  1. 　供給される電流の値に応じた量のＸ線を照射するＸ線管と、
    　前記Ｘ線に応答する複数の画素を２次元に配列して当該Ｘ線を入射させる入射面を有し、当該Ｘ線の入射に応じて前記複数の画素からデジタル電気量のデータをフレーム毎に出力する検出器と、
    　曲線状の軌道を供するとともに、前記Ｘ線管及び前記検出器を当該軌道に沿って互いに独立して移動可能な状態で当該Ｘ線管及び当該検出器を支持する支持手段と、を備えたデータ収集器と、
    　前記データ収集器が提供する前記軌道の内側に置かれる撮像対象に対して当該撮像対象の所望の断面のスキャン方向の各位置にて前記Ｘ線が常に所望の角度で透過するように、前記Ｘ線管及び前記検出器を前記軌道に沿って互いに独立して移動させる移動手段と、
    　前記データ収集器により収集された前記データを用いて前記断面のパノラマ画像をトモシンセス法により生成するパノラマ画像生成手段と、
    　前記データ収集器により収集された前記データと前記パノラマ画像生成手段により生成された前記パノラマ画像とを用いて、前記撮像対象に在る構造体の焦点が最適化され且つ前記Ｘ線のパスの角度の違いに起因した歪を抑制した断層像を生成する断層像生成手段と、
    　を備えたことを特徴とするＸ線断層像撮影装置。
  2. 　前記移動手段が前記Ｘ線管及び前記検出器を移動させている間に、前記Ｘ線の単位時間当たりに照射されるＸ線量が前記各位置で均一化されるように当該Ｘ線量を調整するＸ線量調整手段を備えた特徴とする請求項１に記載のＸ線断層像撮影装置。
  3. 　前記Ｘ線量調整手段は、前記各位置に応じて前記Ｘ線管に供給する前記電流の値を調整する管電流調整手段、前記各位置に応じて前記Ｘ線管に印加する管電圧を調整する管電圧調整手段、及び、前記各位置に応じて前記検出器による前記データの収集時間を調整する収集時間調整手段のうちの少なくとも一方で構成されることを特徴とする請求項２に記載のＸ線断層像撮影装置。
  4. 　前記撮像対象は、被検者の顎部の歯列であり、
    　前記管電流調整手段は、前記Ｘ線のパスが前記歯列のスキャンによって陰影障害となる頸椎を通るパスであるときに、前記電流の値を他のパスを通るときのそれよりも大きくする手段である、ことを特徴とする請求項３に記載のＸ線断層像撮影装置。
  5. 　前記撮像対象は、被検者の顎部の歯列であり、
    　前記収集時間調整手段は、前記Ｘ線のパスが前記歯列のスキャンによって陰影障害となる頸椎を通るパスであるときに、前記収集時間を他のパスを通るときのそれよりも長くする手段である、ことを特徴とする請求項３又は４に記載のＸ線断層像撮影装置。
  6. 　前記パノラマ画像生成手段により生成された前記パノラマ画像の前記スキャン方向とは直交する高さ方向の歪みを、当該高さ方向における前記Ｘ線の前記断面に対する拡大率の、前記スキャン方向の位置間のばらつきに基づいて補正する拡大率補正手段を備えたことを特徴とする請求項１～５の何れか１項に記載のＸ線断層像撮影装置。
  7. 　前記データ収集器は、前記Ｘ線管から照射される前記Ｘ線をコリメートするコリメータを当該Ｘ線管に対して独立して移動可能に備え、
    　前記移動手段は、前記スキャン方向の各位置における前記Ｘ線の前記断面に対する透過角度に応じて、前記コリメータを前記Ｘ線管に対して移動させる手段を備える、ことを特徴とする請求項１～６の何れか一項に記載のＸ線断層面撮影装置。
  8. 　前記コリメータは、前記Ｘ線の照射方向に直交する方向に移動可能に、又は、当該照射方向に対して回転可能に備えられている、ことを特徴とする請求項７に記載のＸ線断層面撮影装置。
  9. 　前記軌道は、円形又は楕円形の軌道であることを特徴とする請求項１～８の何れか一項に記載のＸ線断層像撮影装置。
  10. 　前記軌道は、前記撮像対象を含む被検体の部位を内在可能な円形であることを特徴とする請求項１～９の何れか一項に記載のＸ線断層像撮影装置。
  11. 　前記軌道体は、前記軌道を提供するも、その円形の軌道体の一部が開放されていることを特徴とする請求項１０に記載のＸ線断層像撮影装置。
  12. 　前記Ｘ線管は０．３ｍｍ以下の径のＸ線焦点を有し、前記支持手段は前記Ｘ線管の焦点位置と前記検出器の入射面との間の距離は４０ｃｍ以下になるように前記Ｘ線管及び前記検出器を支持する、ことを特徴とする請求項１～１１の何れか一項に記載のＸ線断層像撮影装置。
  13. 　前記データ収集器は、少なくとも前記データの収集時には前記支持手段の外側を前記Ｘ線に対して遮蔽するＸ線遮蔽手段を有する、ことを特徴とする請求項１２に記載のＸ線断層像撮影装置。
  14. 　前記断層像生成手段は、
    　前記データ収集器により収集された前記データを用いて前記撮像対象の前記所望の断面の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検出器が出力したデータとを用いて３次元の前記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１～１３の何れか一項に記載のＸ線断層像撮影装置。
  15. 　前記所望の断面は、前記Ｘ線管と前記検出器との間の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、
    　前記撮像撮像は、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１４に記載のＸ線断層像撮影装置。
  16. 　前記画像作成手段は、
    　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Ｘ線断層像撮影装置。
  17. 　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１６に記載のＸ線断層像撮影装置。
  18. 　当該Ｘ線断層像撮影装置は、前記検出器により収集されたフレームデータを用いてＣＴ（Computed Tomography）法に基づく断層像の再構成するＣＴ画像再構成手段を有し、
    　前記移動手段は、前記Ｘ線管と前記検出器とを互いに正対させた状態で前記軌道上を移動させる手段であり、
    　前記トモシンセス法に代えてＣＴ撮影を行いたいときに前記検出器の姿勢を切り換える切換手段を有することを特徴とする請求項１～１７の何れか一項に記載のＸ線断層像撮影装置。
  19. 　前記切換手段は、
    　前記Ｘ線管と前記検出器とを前記被検体の体軸方向の頭部よりに所定距離だけ移動させる位置変更手段と
    　前記検出器を、前記撮像対象としての被検体の顎部に前記トモシンセス法を実施するときの第１の姿勢から、前記被検体の顎部に前記ＣＴ法を実施するときの第２の姿勢に変わるように当該検出器の角度を変更する角度変更手段と、
    　を備える請求項１８に記載のＸ線断層像撮影装置。
  20. 　前記検出器の前記入射面は互いに直交する第１の辺及び第２の辺を有し、
    　第１の辺の方向に並ぶ前記画素の数は前記第２の辺の方向に並ぶ前記画素の数よりも少なく、
    　前記角度変更手段は、前記検出器を、前記撮像対象としての被検体の顎部に前記トモシンセス法を実施するときに前記第１の辺の方向が横方向になる第１の姿勢から、前記被検体の顎部に前記ＣＴ法を実施するときに前記第２の辺の方向が横方向になる第２の姿勢に変わるように当該検出器の角度を変更するように構成された手段である、請求項１９に記載のＸ線断層像撮影装置。
  21. 　前記データ収集器は、前記Ｘ線器の前記入射面に入射するＸ線の領域を変更するための変更可能な開口を有するコリメータと、
    　前記第１の姿勢及び前記第２の姿勢に応じて前記コリメータの開口の面積を制御する第１の開口制御手段と、を有することを特徴とする請求項１９に記載のＸ線断層像撮影装置。
  22. 　前記軌道は、前記Ｘ線管と前記検出器とが前記被検体の顎部の周りに回転するときの回転中心からの径が所定長さの第１の軌道と、当該回転中心からの径が第１の軌道のそれよりも長い第２の軌道とを含み、
    　前記支持手段は、
    　前記Ｘ線管を前記第２の軌道に沿って移動可能に支持する第１のアームと、
    　前記検出器を前記第１の軌道に沿って移動可能に支持する第２のアームと、
    　を備えたことを特徴とする請求項１８～２１の何れか一項に記載のＸ線断層像撮影装置。
  23. 　前記第１のアームは、前記Ｘ線管を前記検出器に正対させた状態で支持し且つ当該Ｘ線管を前記第２の軌道に沿って移動可能に支持し、
    　前記第２のアームは、前記検出器を前記Ｘ線管に正対させた状態で支持し且つ当該検出器を前記第１の軌道に沿って移動可能に支持する、
    　ように構成した請求項２２に記載のＸ線断層像撮影装置。
  24. 　前記ＣＴ撮影を行うときに、前記顎部の歯列の全域をＣＴ撮影するのか又は当該歯列の部分をＣＴ撮影するのかをオペレータとの間でインターラクティブに決めるＣＴ撮影モード決定手段と、
    　このＣＴ撮影モード決定手段により決定されたＣＴ撮影の態様に応じて前記コリメータの開口の面積を制御する第２の開口制御手段と、
    　を備えたことを特徴とする請求項２０～２３の何れか一項に記載のＸ線断層像撮影装置。
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