X射線斷層像攝影裝置的制作方法

專利名稱：X射線斷層像攝影裝置的制作方法
技術領域：
本發明涉及一種使用X射線攝影對象物的斷層像的X射線斷層像攝影裝置，特別涉及，根據斷層X射線攝影合成方法來攝影對象物的三維全景圖像等斷層像的X射線斷層像攝影裝置。
背景技術：
近年來，盛行根據斷層X射線攝影合成方法(tomosynthesis)進行的被測體的斷層攝影方法。該斷層X射線攝影合成方法的原理早已知道(例如參照專利文獻I)。近年來，也提出了著眼于該斷層X射線攝影合成方法進行圖像重建時的簡單方便的斷層攝影方法(例如參照專利文獻2及專利文獻3)。而且，其例多見于牙科及乳房X光攝影中(例如參照專利文獻4、專利文獻5、專利文獻6及專利文獻7)。以往，作為較好地應用了該斷層X射線攝影合成方法的放射線攝像裝置之一，有使用X射線的牙科用全景攝像裝置。該全景攝像裝置因X射線檢測器(以下稱為檢測器)的移動受到限制，因此，對沿著攝像空間中機械設定的軌跡的斷層面(稱為基準斷層面)聚焦。還有，攝像空間是指，位于在被測體的顎部周圍旋轉的X射線管和檢測器之間的、X射線路徑移動的空間。因此，只有牙列在攝像空間沿著基準斷層面形成時，圖像的焦點才被最佳化。但是，在牙列從基準斷層面偏離的情況下，圖像失去最佳的焦點，變得模糊。所以，在希望高精確度地觀看不清晰的部分時，重新進行被測體的定位來進行數據的重新收集以清晰地觀看模糊的部位，或實施模糊的部分的口內攝影而得到更清晰的圖像。另一方面，近年來，已開發出如專利文獻8所述的，使用可以高速(例如300FPS)收集X射線的檢測數據的檢測器，將該檢測數據全部讀入計算機，執行斷層X射線攝影合成方法的X射線全景攝像裝置。在該裝置的情況下，可以用斷層X射線攝影合成方法來處理檢測數據以生成斷層面的全景圖像，并且將該斷層面的位置變更至該面的前后方向上，從而生成該變更的斷層面的全景圖像。為了進行該圖像生成，預先使用模型求出或通過理論計算求出與檢測器的檢測面(即X射線的入射面)平行的多個斷層面的距離信息(稱為移位&加法量或者增益)。在攝像時，在使配對的X射線管和檢測器在被測體的顎部的周圍旋轉的同時進行數據收集。此時的旋轉中心的位置接近或遠離牙列。通過將收集的數據由使用了上述距離信息的斷層X射線攝影合成方法進行軟件處理，來制作模糊較少的圖像。還有，如專利文獻9所示，還已知使用同一臺裝置，可以選擇性地執行全景攝影和X射線CT攝影的裝置。在先技術文獻專利文獻

專利文獻1:日本特開昭57-203430專利文獻2:日本特開平6-88790專利文獻3:日本特開平10-295680
專利文獻4:日本特開平4-144548專利文獻5:美國專利第5428660專利文獻6:日本特開2008-11098專利文獻7:美國專利公開US2006/0203959A1專利文獻8:日本特開2007-136163專利文獻9:日本特開平11-31881
發明內容
發明所要解決的問題

但是，作為上述放射線攝像裝置的全景攝像裝置，依然存在由于X射線受照劑量的問題而不便使用的問題。通常，全景攝像裝置與X射線口內攝影裝置或牙科用CT裝置相比，X射線受照劑量少。但是，其分解度還沒好到能夠代替X射線口內攝影裝置。出于這些理由，目前使用X射線口內攝影裝置或CT裝置對牙列詳查依然為主流。并且，以往的全景攝像裝置，其放射線的劑量當量超過“3個月1.3mSv”。因此，全景攝像裝置與X射線口內攝影裝置或CT裝置等同樣地，還需設置在放射線管理區域內。所以，患者不得不從具有治療椅子的診察室移動到放射線管理區域即攝影室來進行全景攝像。因此，例如在進行使用了擴大針的牙根前端檢測的情況下，患者需要在將擴大針插入其牙中的狀態下從診療室移動到攝影室，進行全景攝像、口內攝影或CT攝影。該患者的移動，對患者本身，還對牙醫來說是個麻煩事。例如，無法采用在讓患者坐(躺)在治療椅子上的狀態下能夠使用X射線圖像來確認使用了擴大針的牙根前端的位置那樣的治療方法。根據這樣的理由，普遍認為牙科用全景攝像裝置雖然有用，但與理想的使用期待相比使用性并不好。而且，目前必須準備作為專用室的X射線攝影室，因此設施規模也相應變大，不能滿足在盡量小的空間內簡單地進行X射線攝影的迫切要求。并且，以往的各種類型的全景攝像裝置，如上述所述，力求降低X射線受照劑量，但無法提供具有能夠取代X射線口內攝影裝置的程度的高分解度的圖像。本發明是鑒于上述以往的情況而完成的，其目的在于提供一種X射線斷層像攝影裝置，可以將放射線管理區域控制在盡可能小的范圍內，即使在作業中也可以觀察經過重建的斷層像等，具有很好的使用性，并且可以提供高分解度的斷層像。解決問題的方法為了實現上述目的，本發明作為其主要方式而提供X射線斷層像攝影裝置，其特征在于，具備:數據收集器，其具備:照射與供給的電流值相應的量的X射線的X射線管，具有二維排列響應所述X射線的多個像素而使該X射線入射的入射面、根據該X射線的入射而按每幀從所述多個像素輸出數字電量的數據的檢測器，提供曲線狀的軌跡、并且在使所述X射線管及所述檢測器能夠沿該軌跡彼此獨立地移動的狀態下支承該X射線管及該檢測器的支承單元；移動單元，使所述X射線管及所述檢測器沿所述軌跡彼此獨立地移動，以使相對被置于所述數據收集器提供的所述軌跡的內側的攝像對象、所述X射線始終以所需角度在該攝像對象的所需斷面的掃描方向的各位置上透過；全景圖像生成單元，使用由所述數據收集器收集的所述數據并通過斷層X射線攝影合成方法，生成所述斷面的全景圖像；以及斷層像生成單元，使用由所述數據收集器收集的所述數據和由所述全景圖像生成單元生成的所述全景圖像，生成所述攝像對象的構造體的焦點被最佳化并且抑制了由所述X射線的路徑的方向的角度的不同弓丨起的失真的斷層像。而且，作為理想的實施方式，也可以是，該X射線斷層像攝影裝置具有使用由所述檢測器收集的巾貞數據來重建基于CT (Computed Tomography)法的斷層像的CT圖像重建單元，所述移動單元是使所述X射線管和所述檢測器以彼此正對的狀態在所述軌跡上移動的單元，具有在希望進行CT攝影來代替所述斷層X射線攝影合成方法時切換所述檢測器的姿勢的切換單元。發明效果根據本發明涉及的X射線斷層像攝影裝置，可以將放射線管理區域抑制在更小的范圍內，在作業中也可以觀察經過重建的斷層像等，使用便利性優良，并且可以提供高分解度的斷層像。特別是，如果將該X射線斷層像攝影裝置適用于牙科用X射線口外攝影裝置，則不需要作為放射線管理區域的大規模X射線攝影室，在使患者坐(躺)在治療椅子上的狀態下，可以在治療中攝影其牙列的全景圖像等，使用便利性優良，并且可提供能夠代替X射線口內攝影裝置的、高分解度的全景圖像。并且，不僅是全景攝影，還可以選擇性地實施CT攝影，具有一臺兩用的攝影功能，因此通用性極高。


在附圖中，圖1是表示本發明的第一實施方式涉及的作為X射線斷層像攝影裝置的X射線口外攝影裝置的整體結構的概略圖。圖2是表示本實施方式涉及的X射線口外攝影裝置的概略電構成的框圖。圖3是用于說明X射線口外攝影裝置所采用的正交攝影法的原理圖。圖4是用于說明放大率的圖。圖5是用于說明實施方式涉及的正交攝影法所采用的、X射線管和檢測器的旋轉速度和管電流的控制的圖。圖6是用于說明圖5中的控制例的曲線圖。圖7是說明用于將圖5的控制更簡單化地說明的、X射線管和檢測器的旋轉移動的圖。圖8是例示用于將圖5的控制更簡單化地說明的、旋轉角度與控制量的關系的曲線圖。圖9是例示用于將圖5的控制更簡單化地說明的、旋轉角度與控制量的關系的其它曲線圖。圖10是例示用于將圖5的控制更簡單化地說明的、旋轉角度與控制量的關系的進一步其它的曲線圖。圖11 (A)、(B)是用于說明準直器對X射線管的獨立控制的圖。圖12 (A)、(B)是表示旋轉 角度與X射線管及檢測器的旋轉的角速度的控制例的曲線圖。
圖13是用于說明預掃描的概要的流程圖。圖14是用于說明預掃描的概要的流程圖。圖15 (A) (F)是用于說明掃描中的X射線管和檢測器的旋轉移動的情況的圖。圖16是表不模型的一例的局部剖開的立體圖。圖17是用于說明模型的底座上的、具有標識的支柱的植設位置和用于校準的斷層面的位置之間的關系的圖。圖18是用于說明植設在基準斷層面的位置上的支柱的一例的立體圖。圖19是用于說明植設在外側斷層面的位置上的支柱的一例的立體圖。圖20 (A)、(B)是用于說明映入基準面全景圖像的標識的位置和檢測器與標識的位置關系的圖。圖21 (A)、(B)是用于說明本發明涉及的全景圖像的重建原理的圖。圖22 (A)、(B)是將圖21 (A)、(B)中的幾何學位置關系數值化來進行說明的圖。

圖23是用于說明通過控制器及圖像處理器協作執行的、攝像空間的結構分析及校準的順序的概略的流程圖。圖24 (A) (C)是用于測定X射線的照射(投影)角度的偏離的順序示意圖。圖25是用于說明X射線的照射角度的偏離的圖。圖26是用于說明角速度曲線的一例和相應于X射線的實際照射角度的偏離對其進行補正的情況的圖。圖27是用于說明X射線照射角度Θ =0度時的標識和其成像位置的位置關系的圖。圖28是用于說明X射線照射角度Θ =0度以外的角度時的標識和其成像位置的位置關系的圖。圖29是用于說明加入了本實施方式中的縱向放大率的補正的、注視X射線管位置的方向上的三維投影的概念的圖。圖30是表示全景攝像裝置的控制器及圖像處理器協同執行的用于攝像的處理的概要的流程圖。圖31是用于說明幀數據與全景圖像映射位置之間的關系的曲線圖。圖32是表示基準面全景圖像的一例的模式圖。圖33 (A)、(B)是用于說明對全景圖像的縱向放大率的不同進行補正的處理的圖。圖34是表示在基準面全景圖像上設定ROI時的圖像的一例的模式圖。圖35是用于說明圖像處理器執行的確定牙齒實際存在位置、形狀的處理的概要的流程圖。圖36是隨著配對的X射線管與檢測器的旋轉中心的變化，從三維全景圖像上的Z軸方向的同一位置向X射線管投影的角度的不同的示意圖。圖37是表示三維基準圖像的一例的模式圖。圖38是用于說明附加到三維基準斷層面上的多個平行斷層面的立體圖。圖39是隨著配對的X射線管與檢測器旋轉中心的變化，從三維全景圖像上的Z軸方向的同一位置向X射線管投影時在多個斷層面上的位置的不同的示意圖。圖40 (I)是用于說明按照其(A) (D)的順序對三維基準圖像上的每個位置確定最佳焦點的斷層面的處理的圖。圖40 (2)是用于說明按照其(E) (H)的順序對三維基準圖像上的每個位置確定最佳焦點的斷層面的處理的圖。圖41是例示出在最佳焦點位置確定處理中頻率分析結果的曲線圖。圖42是表示在最佳焦點位置確定處理中最佳焦點斷層面位置的一例的曲線圖。圖43是例示出根據斷層面位置而變化的頻率特性圖案的曲線圖。圖44是用于說明牙齒實際存在位置從三維基準斷層面偏離的狀態的圖。圖45 (A)、(B)是按照放大率大小說明將牙齒從三維基準斷層面的位置移位至其實際存在位置的狀態的圖。圖46 (A)、(B)是按照放大率大小說明將牙齒從三維基準斷層面的位置移位至其實際存在位置的狀態的圖。圖47是按照放大率大小說明將牙齒從三維基準斷層面的位置移位至其實際存在位置的狀態的圖。圖48是用于說明為了確定位置而移動三維基準圖像上的處理點的處理的立體圖。圖49是用于說明確定按照每個處理點確定的最佳焦點斷層面的位置、和其確定異常的立體圖。圖50是表示通過 確定最佳焦點斷層面位置和平滑處理而制作的三維自動對焦圖像的模式圖。圖51是用于說明將三維自動對焦圖像投影到三維基準斷層面上的處理的概念圖。圖52是說明投影到三維基準斷層面上的圖像和設定在其中的ROI的模式圖。圖53是用于說明將三維自動對焦圖像投影到基準面全景圖像的二維面上的處理的概念圖。圖54是概要說明二維參照圖像和設定在其中的ROI的圖。圖55是用于說明本實施方式涉及的X射線口外攝影裝置的安裝的一例的圖。圖56是用于說明本實施方式涉及的X射線口外攝影裝置的安裝的另一例的圖。圖57是用于說明本實施方式涉及的X射線口外攝影裝置的安裝的另一例的圖。圖58是用于說明本發明的第二實施方式涉及的X射線斷層像攝影裝置的外觀圖。圖59是用于說明第二實施方式中的X射線管和檢測器各自的軌跡的圖。圖60 (a)、(b)表示第二實施方式中使用的檢測器的平面圖及側面圖。圖61是用于說明第二實施方式中使用的檢測器的全景攝影模式中有效視野的圖。圖62是用于說明第二實施方式中使用的檢測器的CT攝影模式中有效視野的圖。圖63是用于說明第二實施方式中從全景攝影模式轉到CT攝影模式時的檢測器的旋轉及高度方向的移動的圖。圖64是用于說明全景攝影中的X射線管和其照射視野的角度的圖。圖65是用于說明第二實施方式中由控制器執行的從全景攝影模式轉到CT攝影模式的控制的流程圖。
圖66是用于說明第二實施方式中由控制器執行的掃描及數據收集的流程圖。圖67 (a)、(b)是用于說明將牙列的整個區域CT攝影時的X射線管及檢測器的體軸方向的移動和攝影區域的圖。圖68 (a)、(b)是用于說明將牙列的一部分CT攝影時的X射線管及檢測器的體軸方向的移動和攝影區域的圖。附圖標記:IX射線口外攝影裝置(X射線斷層像攝影裝置)10、301 掃描裝置11 計算機21 環狀體31 X射線管3IU X射線管單元32，32A 檢測器32U 檢測器單元33 準直器54 圖像處理器 55 控制器(CPU)300 X射線斷層像攝影裝置302 主體機殼311 第一臂312 第二臂320 支承部P 被測體OB, OBI, 0B2 軌跡TR 牙列IS 攝像空間O 旋轉中心CA 中心軸
具體實施例方式下面，參照

本發明的實施方式。(第一實施方式)參照圖1 54，說明作為本發明涉及的X射線斷層像攝影裝置的牙科用X射線口外攝影裝置的第一實施方式。該X射線口外攝影裝置為，用X射線從顎部的外部掃描被測體P的顎部的攝像對象(牙列等)、通過斷層X射線攝影合成方法來處理由該掃描收集的數據、生成該攝像對象的斷層像的物理治療設備(modality)。因此，本實施方式涉及的X射線口外攝影裝置，現有的牙科治療中使用的全景攝像裝置的功能當然不用說，還能夠實現以往的全景攝像裝置不能夠得到的、小型輕量化、高分解度的圖像的提供、由于必須設置作為放射線管理區域的攝像室這一不便引起的工作流程的改善等本發明的目的。基本結構:在該實施方式中，最初說明本實施方式涉及的X射線口外攝影裝置的基本結構。此后說明該X射線口外攝影裝置的設置的各種具體例作為變形例。圖1表示實施方式涉及的X射線口外攝影裝置I的基本結構。該X射線口外攝影裝置I為，從被測體P (患者)的口外獲得表示包括該被測體P的牙列的顎部內部結構的全景圖像、及使用了該全景圖像的三維(3D)斷層像的物理治療設備。該X射線口外攝影裝置1，作為其基本要素而具備:掃描裝置10，對顎部進行X射線掃描并收集X射線透過數據；計算機11，控制與該掃描裝置10的掃描動作有關的驅動，并且接受掃描裝置10收集的X射線透過數據來重建圖像；以及高電壓發生裝置12，向掃描裝置10供給高電壓。還有，本實施方式中所說的掃描是指，分別沿著預定的多個路徑對被測體P的攝像部位照射X射線(X射線束XB)，并收集圖像重建所需要的量的X射線透過數據集的一連串的動作。掃描裝置10，如后述的變形例中說明的那樣，通過各種設置方法而配置為接近被測體P的顎部(攝像部位)的周圍、并包圍其顎部。具體地說，由圖1及圖3可知，掃描裝置10具有提供圓狀軌跡OB的圓形環狀體21。軌跡OB為，沿著形成環狀體21的外側面的圓周面而虛擬地生成的圓軌跡。在掃描時，該環狀體21被配置在 被測體P的顎部的周圍。該配置方法是各種各樣的。例如，也可以如后述的變形例中說明的那樣，將環狀體21固定地或可拆卸地設置在牙科用的治療椅子的頭靠上。而且，也可以準備與治療椅子分體的C形狀的臂，并使該臂支承環狀體21。并且，也可以使安裝在被測體P的肩部及/或頭部的支架支承該環狀體21。總之，在掃描時可以使環狀體21位于被測體P的顎部的周圍，并且，為了減少掃描所需要的X射線量，優選盡量減小環狀體21的直徑而使其小型化。還有，如圖1所示，對于環狀體21，設定將沿著該環狀體21提供的軌跡OB的二維面作為XY面的由X軸、Y軸及Z軸構成的直角坐標，并根據需要使用這些坐標軸進行說明。如上所述，該環狀體21提供沿著該外周面的虛擬的圓形軌跡0B。同時，該環狀體21，為了實施掃描，以能夠沿著該軌跡OB移動的方式支承具備X射線管31的X射線管單元31U和具備檢測器32的檢測器單元32U。在環狀體21的外周面上，沿著其周方向形成有例如軸承(未圖示)。X射線管單元31U，除了具備X射線管31以外，還具備使該單元31U沿著軌跡OB移動的蝸輪等移動機構41和使該移動機構41移動的電動馬達42。并且，在本實施方式中，該X射線管單元3IU具備準直器33、以及使該準直器33能夠相對于X射線管31移動的超聲波馬達、螺紋機構等驅動部34。還有，在X射線管31及檢測器32旋轉的同時執行X射線的掃描，因此由環狀體21提供的圓形軌跡OB包圍的內部空間形成了攝像空間IS。X射線管31例如由旋轉陽極型的真空管型的X射線管、或使用了場致發射型碳納米管陰極的脈沖點燈型的X射線管構成，從其靶(陽極)向檢測器22放射狀地放射X射線。由于撞擊該靶的電子束焦點(所謂X射線管焦點)小，直徑為0.25mm以下，所以，該X射線管21作為點狀的X射線源而發揮作用。
具有狹縫狀的開口的準直器33位于X射線管21的前面側的規定位置上。從X射線管21放射的X射線通過該準直器33的開口。因此，可以將入射到檢測器32的X射線縮小到其檢測面(即實際收集用窗口(例如寬5.0mm的窗口))。準直器33形成為能夠通過移動機構34移動其位置及姿勢、或僅移動位置。準直器33及移動機構34設置在X射線管單元31U的內部，因此與X射線管31 —起移動。與X射線管單元3IU同樣地，檢測器單元32U除了具備檢測X射線的檢測器32以夕卜，還具備使該單元32U沿著軌跡OB移動的蝸輪等移動機構51和使該移動機構51移動的電動馬達52。另一方面，檢測器32是作為放射線檢測單元而發揮作用的設備，是具有將X射線檢測元件配置成二維狀(例如64X 1500的矩陣狀)的檢測面的數字X射線檢測器。該檢測器32檢測入射到其檢測面的X射線。作為一例，該檢測器32具有由CdTe制作的縱向長的檢測面(例如橫向6.4mmX縱向150_)。還有,本實施方式由于采用斷層X射線攝影合成方法作為圖像重建法，所以檢測器32需要在其橫向(寬度)方向也具有多個X射線檢測元件。該檢測器32，使其縱向與Z軸方向一致地配置在縱向。該檢測器32的檢測時的橫向(沿著XY面的方向)的有效寬度，通過上述準直器33設定為例如約5.0mm。該檢測器32可以將例如以300fps的高速的幀頻(I幀例如是64X 1500像素)入射的X射線直接轉換為與該X射線量相應的數字量的電信號，可以按每幀收集該電信號作為圖像數據。以下，將該收集數據稱為“幀數據”。還有，電動馬達42、52及驅動部34，能夠根據從計算機11發送來的驅動信號彼此獨立地驅動。因此，X射線管單元3IU及檢測器單元32U能夠沿著軌跡OB彼此獨立地移動，而且，在X射線管單元3IU的內部，準直器33構成為相對于X射線管31能夠獨立地相對移動。還有，根據需要，也能夠不使用準直器33。而且，從準直器11到電動馬達42、52及驅動部34的驅動信號，可以通過有線來發送，也可以通過無線來發送。還有，本發明涉 及的X射線斷層像攝影裝置，未必限定于在牙科用X射線口外攝影裝置中實施，也可以在使用斷層X射線攝影合成方法來三維地掌握對象物的實體形狀(位置)的裝置中實施。例如在醫療用途中，可以在以下的裝置中實施本發明。(I)胳膊、腳等的骨頭的掃描攝影裝置:能夠通過將胳膊、腳放入旋轉體中來進行攝影，而且通過使檢測器為光子計數型檢測器、或通過照射兩種能量的X射線而同時進行成像和骨密度測量的系統。通過采用使作為環狀體的圓形罩體縱向移動的結構，從而還可以變更掃描區域的系統。(2)肺癌診察裝置:將胸部插入作為環狀體的圓形罩體中，通過覆蓋胸部的檢測器掃描并一次性地重建多層斷層面的系統。(3)乳房X光攝影掃描器:將乳房放入作為環狀體的圓形罩中進行掃描并一次性地重建多層斷層面的系統。(4)頭蓋骨外形掌握用掃描器:將頭部放入作為環狀體的圓形罩體，來三維地掌握頭蓋骨表層的系統。(5)頭部測量裝置:將頭部放入作為環狀體的圓形罩體，在與頭部測量相當的面上進行重建，提供不會因放大率而失真的圖像的裝置，以及整形外科、美容整形等審美性診斷
>J-U ρ α裝直。
(6)尸體鑒定用裝置:通過成為輕量的可動結構并成為能夠進行尸體的牙列攝影的結構，而用于尸體的個人判定的系統。由于可以表現三維結構和精密的牙列結構，所以可以期待高精確度的鑒定。(7)動物(寵物)檢查X射線裝置:進行動物的X射線檢查的罩型的檢查裝置。由此，可以自由選擇攝影區域，所以可以應付大部分的檢查。還有，作為帶入家庭的裝置，可以通過使上述(I)、(3)項、以及在本實施方式中作為一例而后述的X射線口外攝影裝置做成輕量的可動結構而擴展為能夠帶入家庭的裝置。當然也可以載放到小型車而在沒有牙科診所的地方提供牙科診療。另一方面，作為非破壞檢查用途，可以將本發明適用于以下那樣的裝置。(8)內部結構檢查裝置:小型包裝物、金屬內部結構、食品、柔性安裝基板、IC等的內部結構檢查裝置。能夠在檢查罩內的三維任意面上重建，所以三維結構可以根據被檢查物的性質來進行檢查。而且通過使檢測器做成光子計數型檢測器、或通過照射兩種能量的X射線，也能夠確定物質。(9)機場的隨身行李檢查裝置:通過在檢查罩內逐個送入并掃描隨身行李，可以比CT低劑量并且高速低成本地進行檢查。(10)裝配件的檢查裝置:三維檢查立體配置的裝配件的結構的裝置，通過自由指定重建面，能夠進行標準化的構造體的確定部位的內部檢查。(11)繪畫的X射線檢查裝置:分析有凹凸的繪畫的內部時的檢查裝置。通過構成足夠大的罩來進行。可以擴展為上述的多種用途，而在本實施方式中，對X射線口外攝影裝置進行說明。

接著，返回圖2，表示用于該X射線口外攝影裝置I的控制及處理的電性的框圖。如該圖所示，X射線管31與高電壓發生裝置12電連接，由此X射線管31接受用于放射X射線的高電壓的供給。而且，使X射線管31移動的電動馬達42通過控制線路45與驅動器46A連接，該驅動器46A與計算機11連接。檢測器32通過收集線路47與計算機11連接。使檢測器32移動的電動馬達52通過控制線路48與驅動器46B連接，該驅動器46B與計算機11連接。并且，使準直器33移動的驅動部34也通過控制線路49與驅動器46C連接，該驅動器46C與計算機11連接。高電壓發生裝置12通過計算機11給出的控制信號，與對于X射線管31的管電流及管電壓等X射線放射條件，以及放射正時的時序相應地被進行控制。為了處理包括所收集的幀數據的大量圖像數據，計算機11由可存儲大容量圖像數據的例如個人計算機構成。具體為，計算機11，其主要構成要素具備:通過內部總線50彼此可通信地連接的接口 51、緩沖存儲器52、圖像存儲器53、圖像處理器54、作為控制器的CPU55、R0M56、RAM57及幀存儲器58。而且，計算機11具備其它接口 59，通過該接口 59與顯示器60及操作器61連接。還有，接口 51還與可以觀察全景像等圖像或由醫生說明的圖像等的患者用顯示器62連接。緩沖存儲器52臨時存儲通過接口 51接收的來自檢測器32的數字量的幀數據。而且，圖像處理器54處于CPU55的控制下，并具有如下功能:即，與操作者之間互動執行后述的三維基準斷層面SS的全景圖像的制作及該全景圖像的后利用所需的處理。用于實現該功能的程序預先存儲在R0M56中。該R0M56作為存儲程序的記錄介質而發揮作用。而且，在R0M56中保存有LUT (查找表)，在該LUT中預先存儲有后述的管電流I的補正特性、及用于運算X射線管31及檢測器32的旋轉角度Θ的參照函數。還有，該程序雖然也可以預先存儲在R0M56中，但根據情況，也可以從外部系統使用通信線路或可便攜式存儲器并通過RAM57安裝在控制器55的工作區中。通過圖像處理器54處理或處理過程中的幀數據、圖像數據等數據，可讀寫地存儲在圖像存儲器53中。圖像存儲器53使用例如硬盤等大容量的記錄介質(非易失性且可讀寫)。而且，幀存儲器58使用于顯示重建的全景圖像數據、后處理的全景圖像數據等。存儲在幀存儲器58中的圖像數據，以規定周期顯示在顯示器60的畫面上。控制器(CPU)55根據預先存儲在R0M56中的負責整個控制及處理的程序來控制裝置的構成要素的整個動作。這種程序被設定為，能夠互動地接受來自操作者的各控制項目的操作信息。因此，如后述，控制器55構成為能夠執行幀數據的收集(掃描)等。因此，如圖1所示，患者P的顎部以不動的狀態定位于掃描單元10的內偵彳、即攝像空間IS中。當在該定位狀態下開始掃描時，X射線管31及準直器33、以及檢測器32沿著環狀體21、即沿著軌跡OB旋轉。該旋轉過程中，在控制器55的控制下，高電壓發生裝置12以規定周期的脈沖模式向X射線管31供給放射用的高電壓(指定的管電壓及管電流)，從而以脈沖模式驅動X射線管31。由此，從X射線管31以規定周期放射脈沖狀X射線。在該脈沖驅動中，有時使用經過半波整流的驅動信號，有時使用利用倒相電路的DC驅動方式的驅動信號。該X射線透過位于攝影位置的患者的顎部(牙列部分)并入射到檢測器32中。如上所述，檢測器32直接檢測入射X射線，并以很高的幀頻(例如300fps)依次輸出所對應的數字電量的二維幀數據(例如64X 1500像素)。該幀數據經由通 信線路47被送到計算機11，并經由其接口 51臨時存儲在緩沖存儲器52中。該臨時存儲的幀數據，之后轉送到圖像存儲器53被存儲。使用該幀數據，應用斷層X射線攝影合成方法來重建以往診療中所普遍使用的二維全景圖像、或沿其輪廓重建了顎部的模擬三維全景圖像(透過像)。創新的結構、掃描控制、圖像處理的特征:攝影時，被測體P的顎部位于環狀體21的內側的攝像空間IS中。所以，從X射線管31放射的X射線通過準直器33準直而成為X射線束XB并向被測體P照射。該X射線束XB透過被測體P的顎部而入射到檢測器32的檢測面，通過排列在檢測面上的X射線檢測元件，按每個像素直接轉換為數字量的電信號。其結果，如上所述，從檢測器22以高速的幀頻輸出幀數據。該幀數據在X射線管31 (及準直器33)以及檢測器32沿著軌跡OB移動的同時，按規定間隔間歇地(例如300fps每)收集。在該間歇的收集過程中，X射線管31及檢測器32的特征在于，在處于隔著被測體P的前額部彼此傾斜對置的位置或彼此正對的位置的同時，圍繞顎部的周圍旋轉。所謂“X射線管31及檢測器32彼此正對”是指，由X射線管31照射的X射線束XB的中心軸(將X射線束投影到XY面時的射線束的中心軸)與檢測器32的檢測面正交的狀態。而且，“X射線管31及檢測器32彼此傾斜對置”是指，上述X射線束的中心軸以90度以外的角度(O度<角度< 90度)入射到檢測器32的檢測面的狀態。
在此，說明本實施方式涉及的X射線口外攝影裝置中采用的、以往沒有的創新的結構上的特征。圓形軌跡:在牙科用全景攝像裝置中，與其它醫療用的物理治療設備同樣地，也在提供高分解度的圖像的同時追求省電化或小型輕量化。因此，本X射線口外攝影裝置，首先，為實現小型輕量化，使掃描部、即本實施方式中掃描裝置10中的X射線管31及檢測器32的移動的軌跡為圓形。也就是說，由環狀體21制作圓形軌跡0B。并且極力減小該環狀體21的直徑。由于攝像對象為顎部、更進一步為牙列，因此環狀體21只要是容納被測體的頭部的程度的大小即可。因此，環狀體21制作成具有例如240mm程度的內徑、270mm程度的外徑。也就是說，作為一例，軌跡OB的直徑為約270mm。通過設定直徑如此小的軌跡0B，在該軌跡OB上旋轉移動的X射線管31及檢測器32，與以往的全景攝像裝置的掃描部相比，彼此能夠以非常近的距離接近。由此，掃描裝置10與以往相比，可以實現小型化及輕量化。還有，X射線管31及檢測器32在同一圓形軌跡OB上旋轉，因此從該圓形軌跡OB的中心、即旋轉中心O到X射線管31的距離及從旋轉中心O到檢測器32的距離相等。但是，本發明涉及的軌跡未必限定于此，從旋轉中心O到X射線管的距離和從旋轉中心O到檢測器的距離也可以彼此不同。也就是說，X射線管和檢測器也可以沿著彼此直徑不同的兩個圓形軌跡獨自旋轉。將此時的兩個圓形軌跡設為同軸，從設計角度來說是容易的。而且，通過減小X射線管31及檢測器32之間的距離，如果假定為相同的X射線量，則可以降低X射線管31照射的X射線的強度。也就是說，X射線強度本身與距離的平方成成比例地衰減，如果是相同的檢測器的寬度和像素尺寸，則衰減比例于距離的三次方，因此即使稍微縮短距離，也可以降低所需的X射線強度。這樣，X射線管31 與檢測器32之間的距離被設計為比以往的全景攝像裝置更小的值，能夠將X射線管31中流動的電流I抑制為750 μ A程度的值。該電流I的值相當于以往的約1/10以下的值。因此，不需要以往的全景攝像裝置的情況下所需的作為放射線管理區域的單獨房間(放射線攝影室)，可以將放射線管理區域抑制在X射線管31和檢測器32旋轉的攝像空間IS內。也就是說，如果可以對治療中的患者P安裝掃描裝置10，則可以在治療的同時(在使患者P不移動而坐在治療用椅子上的狀態下)取得牙列的斷層像。當然，隨著X射線管電流I的減少，受照量也相應減少，因此不需要熟練技巧，對整體進行粗略的預掃描，接著通過控制頭靠來使下巴的角度位于最佳位置而準確掃描治療部位等，能夠進行多種攝影。管焦點、檢測器:而且，僅減少X射線管電流I，圖像的分解度就會降低，因此不能夠生成可供使用的高精細的斷層像。因此，在本實施方式中，還需要將X射線管焦點設定為0.25_以下的小的值，并需要使用直接轉換型的數字型檢測器作為檢測器32來高速收集幀數據。正交攝影和獨立驅動:另一方面，該X射線口外攝影裝置I用斷層X射線攝影合成方法來重建沿著被測體顎部的呈馬蹄形的牙列的斷層面圖像。如圖3所示，牙列TR的位置并不位于掃描裝置10的XY面上的幾何學中心0，而是偏向顎部的前側。并且，頸椎CS作為掃描時的障礙物位于牙列TR的后方。牙列TR本身也會有牙齒和牙齒的重合。因此，按每個X射線照射角度Θ選擇了 X射線束XB的路徑，以盡量避免映入該重合且避開頸椎CS而經過牙列。當這樣選擇路徑時，在各照射角度Θ中，路徑取與牙列TR正交或接近正交的值(還有，“正交”意味著“希望使X射線束穿過牙齒和牙齒之間”，未必意味著90度)。因此，沿著這樣的路徑的掃描，被稱為所謂正交攝影。考慮到這樣的觀點，例如如圖3所示那樣設定X射線束XB的路徑。該圖3表示，將本實施方式所采用的X射線管31、檢測器32、被測體P的顎部的牙列TR及沿著該牙列TR的三維(3D)基準斷層面SS與X射線束XB的路徑在每個X射線照射角度(掃描角度)的位置關系投影在XY面上。所謂三維基準斷層面SS，作為基準面而采用的斷層面并非單純的平面，而具有向三維空間的擴展，因此意味著模擬的三維，故這樣稱呼。而且，所謂“X射線束”是，由X射線管31放射并且由準直器33準直的X射線。X射線束的(路徑的)方向(也就是說X射線照射角度)是指，連接X射線管31的X射線焦點與入射到檢測器31的檢測面的X射線的中心位置(圖3中投影到XY面上的中心位置)的線的方向。X射線束的路徑的位置及方向被設定為，根據沿著牙列TR的各位置而變化。將該牙列TR投影到XY面時的輪廓(形狀)具有個體差異。因此，在本實施方式中，采用了統計上的標準輪廓。該標準輪廓呈大致馬蹄形，例如根據文獻“R.Molteni，‘Auniversal test phantom for dental panoramic radiography’ MedicaMud1.vol.36, n0.3，1991”也可得知。沿著該輪廓設定有三維基準斷層面SS。該三維基準斷層面SS為，具有從圖示的位置沿著Z軸方向立起的模擬的三維擴展斷面(假想面)。在本實施方式中，該三維基準斷層面SS是由裝置預先準備的。還有，三維基準斷層面SS也可以在攝影前從由裝置預先準備的多個斷層面中選擇。也就是說，是作為三維基準斷層面SS的固定的斷面這一點不變，但能夠根據這種選擇 動作，也可以使三維基準斷層面SS的位置在牙列的縱深(前后)方向的一定范圍內變更。采用這樣的統計上的標準牙列TR，如圖3所示，以無論采用牙列TR的哪個位置，X射線束XB的路徑都極力與該輪廓正交、并且X射線束XB的路徑極力避開頸椎而通過的方式，來設定各X射線照射角度Θ上的路徑的方向(即X射線照射方向)。本實施方式設定了優先避免上述牙齒的重合或作為噪聲成分的頸椎影響的X射線束XB的路徑。如果從X射線管單元31U及檢測器單元32U觀察，該X射線照射角度Θ則相當于旋轉角度。因此，該角度Θ既是旋轉角度，又是X射線照射角度，而且是掃描角度。以下，根據需要靈活地使用該角度Θ。還有，重視了該圖3所示的正交攝影的X射線束XB的路徑設定法，是指所需路徑位置的設定，未必意味著在牙列的各位置上X射線束XB的路徑準確地與牙列正交，也不意味著排除上述正交攝影以外的攝影的路徑設定。當如上所述要求正交攝影而設定X射線束XB的路徑時，由圖3可知，在牙列TR的前牙部的中心位置上，X射線管31 (準直器33)與檢測器32彼此正對。也就是說，X射線束XB的路徑通過環狀體12的幾何學中心O。但是，隨著X射線束XB的路徑從前牙的中心位置向左右的白齒部的方向移動，該路徑通過從幾何學中心O脫離的軌跡。并且，隨著向臼齒部的里側前進，該路徑以接近中心O的方式移動。然后，在本實施方式的情況下，該路徑再次通過中心O。X射線束XB的路徑移動到哪種程度，與掃描范圍Φ (例如Φ=190 210度=±85度 土 105度)的設定有關。這樣，在本實施方式中，特征還在于，將X射線束XB的路徑設定為，與幾何學中心O相比更優先作為攝影對象的牙列TR的形狀，以能夠進行“正交攝影”。作為實現這一點的措施，使X射線管31 (及準直器33)及檢測器32能夠沿著圓軌跡OB彼此獨立地旋轉，并且使準直器33能夠相對X射線管31移動。濃度不均對策:但是，當實施上述構成時，由于X射線強度低，所以入射到檢測器32的每單位時間的光子數變少。因此，當用現有的斷層X射線攝影合成方法重建圖像時，由于像素濃度低，所以噪聲的影響大，而且濃度不均也大。 獨自的圖像重建因此，在本實施方式中，采用即使在降低X射線的照射強度的情況下，抗噪聲性也較高，還同時能夠提供反映了結構物的實際大小或形狀的高精細的向三維擴展的圖像(三維圖像)的圖像重建法。實施了該圖像重建法的處理如后述。 對于放大率的變化的對策另一方面，由于牙列TR不位于環狀體12的幾何學中心O、使X射線管31及檢測器32沿著圓形軌跡OB移動且使正交攝影的攝影優先，按照X射線照射角度Θ的每個值，牙列TR與X射線管31之間的距離發生很大變化。也就是說，掃描牙列時的放大率按照每個X射線照射角度Θ而改變。放大率是指，牙齒的實際的大小與該牙齒的陰影在檢測器32的檢測面上所形成的投影像的大小的比。使用圖4對其進行說明。因此，上述圖像處理法還包括排除或降低該放大率影響的處理。 其與圖像重建的整體處理一起如后述。.管電流的調整并且，在本實施方式涉及的X射線口外攝影裝置中，X射線管31及檢測器32雖然沿著具有幾何學中心O (固定)的圓形軌跡OB彼此獨立地旋轉(移動)，但如上所述主要采用正交攝影，因此旋轉角度Θ的各個位置上的X射線束XB的路徑未必都通過幾何學中心O。與其說不通過幾何學中心0，不如說優先正交攝影而在設定X射線束XB的路徑時不局限于幾何學中心O。在一次掃描過程中通過幾何學中心O的X射線束XB的路徑僅有三處，即通過前牙中心部的I點的路徑以及通過左右各臼齒部的I點的路徑(參照圖3)。為了實現這樣的掃描，沿軌跡OB移動的檢測器32的旋轉角速度V0根據軌跡OB上的位置來控制。因此，例如，如圖5所示，檢測器32通過某個角度范圍A (白齒部的一部分)時的旋轉角速度V θ Α，大于通過其它角度范圍B(前牙部的一部分)時的旋轉角速度V θ Β。在該檢測器32的移動中，X射線束XB以一定間隔入射。這意味著，入射到檢測器32的X射線的光子數根據軌跡OB的位置而變化。當光子數變化時，重建的全景圖像的像素值產生不均(濃度不均)而使畫質降低。因此，為了排除或抑制該像素值的不均，根據檢測器32在軌跡OB上的旋轉位置、即其對方的X射線管31在軌跡OB上的旋轉位置，來調整其管電流I。以圖5的例而言，與在與其它角度范圍B對置的角度范圍B’內移動的管電流Ib相比，使在與軌跡OB上的角度范圍A對置的角度范圍Α’內移動時的X射線管31的管電流Ia相對降低。當將其擴展到整個X射線管21的旋轉角度Θ時，旋轉角度Θ對管電流I的特性一般如圖6那樣表示。也就是說，在掃描左右的臼齒部時，與掃描前牙部時相比，提高管電流I的值。還有，管電流I的最大值被設定為不要求上述單獨房間(放射線攝影室)的值。如該圖8所示的管電流I的補正特性預先存儲在后述的ROM的查找表中。還實施該管電流I的每個X射線照射角度的控制。還有，如圖3所示，以攝影極力避開頸椎并且具有所需掃描角度Θ的方式設定了X射線束XB的路徑，但完全避開頸椎來設定路徑是困難的。無論如何都會包括通過頸椎的X射線束XB的路徑。因此，在沿著通過頸椎的路徑來照射X射線束時，也可以控制管電流I使X射線強度相應地提高。還有，也可以取代上述的調整管電流的方法、或與其一起調整施加到X射線管21的管電壓。當提高管電壓時，X射線的光子數增加，另一方面，當使其降低時，光子數減少，因此可以發揮與管電流的提高和降低同樣的調整功能。 數據收集時間的調整并且，也可以取代該管電流I的控制、或與其一起控制X射線透過數據的收集時間。使用圖7 圖10說明該概念。在本實施方式的情況下，如圖7所示，當假定經過規定時間Ti時，在該時間的過程中，X射線管31沿著軌跡OB移動Xi的距離，檢測器32同樣沿著軌跡OB移動di的距離。因此，作為數據收集時間的調整，將該規定時間Ti的值決定為檢測器32中的光子數的計數大體相同即可。假設沒有頸椎等障礙陰影，單純以與隨著X射線管31和檢測器32的移動(旋轉)的沿著牙列TR的移動距離Si成反比例的速度，使兩者移動，以成為Σ C/Si= Σ Ti=整體的收集時間(在此，C為常數)的方式來控制X射線管31及檢測器32的移動即可。圖8表示該情況。但是，實際上， 需要考慮如圖9所例示的、由頸椎或相反側的下頜骨吸收的因子Ai(I以下的常數)。因此，以成為Σ C/ (Si.Ai) = Σ Ti=整體的收集時間的方式來控制X射線管31和檢測器32的移動(旋轉)。圖10表示該控制的一例。由此，全景圖像的橫向(也就是說，使X射線束XB掃描的方向)的濃度接近一定值。還有，最好在該濃度不均的調整的同時，如上所述進行全景圖像的縱向上的放大率的補正。還有，作為改善圖像的濃度不均的方法，說明了改變管電流、改變管電壓、及改變數據收集時間這三種方法，但是，可以將這三種方法適當組合(例如三種方法、兩種方法)來實施，也可以單獨實施任一種方法。準直器的獨立控制:在本實施方式中，其特征還在于，控制準直器33的位置及姿勢。以下說明其主旨。在本實施方式中，準直器33的位置及姿勢，也如上所述根據連接X射線管31和檢測器32的線、即X射線照射方向來控制。準直器33的位置是指，如圖11 (A)模式表示的那樣，準直器33相對X射線管31的、與X射線束XB的方向正交的、沿XY面的方向的位置。而且，準直器33的姿勢是指，如該圖(B)模式表示的那樣，相對X射線束XB的旋轉的姿勢。這樣控制準直器33的位置及姿勢的理由是，根據本實施方式中的掃描法以圓形軌跡實現上述全景攝影，檢測器和X射線管的位置未必始終在對置位置。這是因為本實施方式中的掃描法基于上述正交攝影。如果X射線管31和檢測器32始終正對，則準直器23的位置及姿勢為固定狀態即可。但是，由圖3可知，在牙列TR的除了前牙部的中心及左右的臼齒部側的各一點以外的、大部分的旋轉角度Θ的位置上，檢測器32相對X射線管31位于傾斜的方向。也就是說，由于檢測器32移動到X射線管31從正面方向P移位了的位置，因此為了使X射線束XB準確地入射到該檢測器32的檢測面，需要適當控制準直器33的位
置及/或姿勢。還有，也可以是，準直器33僅方便地根據X射線管21的旋轉角度Θ來控制其位置及姿勢中的一方。其它:進一步，本實施方式涉及的掃描裝置10具備檢測X射線管31及檢測器32的旋轉位置的旋轉傳感器36、37、及檢測被測體P的顎部在掃描中移動的移動傳感器38。旋轉傳感器36、37也可以根據控制器指令的馬達驅動用脈沖信號的脈沖數通過運算來求出。進一步，在后述的R0M56的LUT中，如圖12 (A)、(B)所示，作為參照函數預先存儲有將使橫軸為旋轉角度Θ并且使縱軸為旋轉角速度VΘ的旋轉控制模式。該旋轉控制模式為，如上述圖3所示，將實現所謂“正交攝影”并且降低全景圖像的橫向的濃度不均所需要的、X射線管31、檢測器32及被測體P的顎部的牙列TR的位置關系，按每個旋轉角度Θ規定的參照函數。所以，該參照函數，除了正交攝影所需要的速度控制因子以外，還根據上述濃度不均對策中的、管電流的調整因子及數據收集時間的調整因子中的至少一方的因子來預先規定。圖12 (A)規定了 X射線管3 1應采用的每個旋轉角度Θ的旋轉角速度Ve。根據規定該旋轉角度Θ-旋轉角速度V0的曲線圖，設定為，在旋轉角度θ=0度的位置上旋轉角速度Ve高，隨著從旋轉角度θ=0度開始向左右增加角度，旋轉角速度Ve降低。還有，由上述圖3可知，將旋轉角度θ=0度的位置作為基準位置。S卩，在本實施方式中，沿著位于圓形軌跡OB內的牙列TR，設定了三維基準斷層面SS (圖3中從Z軸方向觀察)。在X射線束XB相對該三維基準斷層面SS通過牙列TR的前牙部的中心時，該X射線束XB通過圓形軌跡OB的幾何學中心O。因此，將通過前牙部的中心及幾何學中心O的線的旋轉角度Θ規定為9 =0 度。相對于此，圖12 (B)規定了檢測器32應采用的每個旋轉角度Θ的旋轉角速度V0o規定該旋轉角度Θ-旋轉角速度Ve的曲線圖設定為，其大小關系畫出與上述該圖(A)相反或與其接近的軌跡。掃描:進一步，對本實施方式涉及的X射線口外攝影裝置I中實施的、用于檢查下巴的角度的預掃描、及用于數據收集的主掃描進行說明。.預掃描在該X射線口外攝影裝置I中，因一次掃描中患者的X射線受照的量少，因此在收集用于實際診療的圖像數據(幀數據)的主掃描之前實施預掃描。即使在實施了預掃描的情況下，也可以將患者的X射線受照量抑制得較低。預掃描為，加粗像素尺寸并降低電流、并且高速進行數據收集的掃描。圖13表示該預掃描的順序。將掃描裝置10設置在患者的臉、即顎部的周圍。由此，以接近患者的下巴周圍的狀態定位環狀體11。在該狀態下開始控制器55的控制。
當開始該預掃描時，控制器55首先在步驟SI中，從位置檢測器36及37讀入位置信息，并運算X射線管31及檢測器32在軌跡OB上的位置。其次，控制器55在步驟S2中，判斷該運算的位置是否為初始位置，如果不是初始位置，則將該處理轉到步驟S3。在步驟S3中，使馬達42及52旋轉而使X射線管31及檢測器32復位到軌跡OB上的預先設定的初始位置。還有，在這種情況下，準直器33相對于X射線管31的位置及姿勢被固定在規定位置。另一方面，在步驟S2的判斷中，X射線管31及檢測器32已在軌跡OB上的初始位置的情況下，控制器55在步驟S4中在監視從操作器61發送來的操作者的操作信號的同時，判斷是否開始預掃描并待機。在該步驟S4的判斷為“是”、即操作者指令了掃描的開始的情況下，控制器55將該處理轉到步驟S5，從R0M56的LUT讀取預掃描條件，并執行預掃描。該預掃描條件包括:X射線管31的放射條件(管電壓、管電流)、掃描速度(X射線管31、檢測器32的旋轉速度)、及圖像處理中的像素的束數。例如，讀取如下的預掃描條件，即與后述的主掃描相比，管電流為1/2、掃描速度為2倍、像素的束數=4。還有，在預掃描的情況下，鑒于其目的，在能夠進行圖像判讀的范圍內，允許生成粗像素的二維全景圖像或三維斷層像(三維全景圖像)。因此，在本實施方式中，作為預掃描條件，除如上所述的提高掃描速度并且降低管電流以外的條件，與后述的主掃描同樣地執行。也就是說，如后述，設定考慮了管電流的補正、準直器的姿勢及位置控制、及掃描范圍(旋轉角度Θ的范圍)=例如210度、實際存在位置的自動焦點化的三維圖像處理法(如后述)。但是，預掃描條件也可以未必與主掃描的掃描條件相同，也可以設定以往公知的各種全景圖像的處理法。控制器55在步驟S6中再次從位置檢測器36及37讀入旋轉位置信息，并運算X射線管31及檢測器32沿著軌 跡OB上的當前的旋轉位置。其次，控制器55在步驟S7中，根據該旋轉位置判斷掃描是否已結束。也就是說，X射線管31及檢測器32 —起沿著軌跡OB上、在設定的旋轉角度(例如210度)之間移動的同時進行掃描，并判斷是否已到達預定的旋轉位置的終點。在該步驟S7的判斷為“是”、即表示到達終點的情況下，控制器55與上述同樣地在步驟S8、S9中使X射線管31及檢測器32返回它們在軌跡OB上的初始位置，從而結束掃描控制。相對于此，在步驟S7中為“否”、即X射線管31及檢測器32尚未到達它們的終點位置的情況下，使該處理返回步驟S6并反復進行。圖像處理器54對這樣收集的預掃描的幀數據，適用后述的主掃描時的斷層X射線攝影合成方法。由此，雖然如后述，但與主掃描時同樣地，考慮對象物的空間的實際存在位置，重建始終沿著注視X射線管的焦點的方向，對焦點進行自動最佳化的三維(模擬的三維)的全景圖像。該重建的三維全景圖像，在圖像上的各個位置上，將鄰接的四個像素束成一個來形成全景圖像。該全景圖像的尺寸被縮小、且為粗的畫質，但足夠用于牙列TR等的位置確認。使掃描速度為2倍并使管電流為1/2，因此總計X射線量為1/4。由此，X射線受照量也變少。
操作者觀察該重建的三維全景圖像，進行是否準確捕捉到牙列TR以及下巴(頭部)的角度是否準確等的確認。根據需要修正顎部的定位。而且，在該全景圖像中映入了頸椎CS，因此為了使來自繞到背后時的X射線管31的X射線束盡量通過頸椎CS之間并成為良好的圖像，還修正下巴(頭部)的角度。還有，也可以觀察重建的三維圖像的位置，分析下巴是否已設定在所需三維位置，并控制腮托的角度以自動改變下巴的位置。還有，在通過以往的重建法重建了全景圖像的情況下，操作者也可以根據該圖像判斷顎部的位置，促進位置的修正。.主掃描接著，參照圖14說明在控制器55的控制下執行的主掃描的控制。控制器55將預先存儲在R0M56中的用于掃描控制的程序從其工作區讀取，并依次執行該程序。當開始該程序時，控制器55首先在步驟Sll中，從位置檢測器36及37讀入位置信息，并運算X射線管31及檢測器32在軌跡OB上的位置。其次，控制器55在步驟S12中判斷該運算的位置是否為初始位置，如果不是初始位置，則將該處理轉到步驟S13。在步驟S13中，使馬達42及52旋轉而使X射線管31及檢測器32復位到軌跡OB上的預先設定的初始位置。另一方面，在步驟S12的判斷中，X射線管31及檢測器32已在軌跡OB上的初始位置的情況下，控制器55在步驟S14中在監視從操作器61發送來的操作者的操作信號的同時，判斷是否開始主掃描并待機。在該步驟S14的判斷為“是”、即操作者發出指令開始主掃描時，控制器55將該處理轉到步驟S15，從R0M56的LUT讀取X射線管31及檢測器32各自的參照函數(旋轉模式)，并根據該參照函數開始主掃描。該參照函數，如圖12 (A)、(B)所示，以橫軸為旋轉位置Θ并以縱軸為旋轉角速度V"控制器55在步驟S16中再次從位置檢測器36及37讀入旋轉位置信息，并運算X射線管31及檢測器32沿著軌跡OB上的當前的旋轉位置。其次，控制器55在步驟S17中，根據該旋轉位置判斷掃描是否已結束。也就是說，X射線管31及檢測器32 —起沿著軌跡OB在設定的旋轉角度(例如210度)之間移動的同時進行掃描，并判斷是否已到達預定的旋轉位置的終點。在該步驟S17的判斷為“是”、即表示到達終點的情況下，控制器55與上述同樣地在步驟S18、S19中使X射線管31及檢測器32返回它們在軌跡OB上的初始位置，從而結束掃描控制。相對于此，在步驟S17中為“否”、即X射線管31及檢測器32尚未到達它們的終點位置的情況下，控制器55轉到步驟S20的處理。通過該處理，運算與在步驟S16中檢測的X射線管31及檢測器32的當前的旋轉位置Θ相應的旋轉角速度V0。也就是說，控制器55通過參照R0M56的LUT并在如圖12 (A)、(B)所示的函數中應用當前的旋轉位置Θ，來決定當前應指令的旋轉角速度V0。

其次，控制器55在步驟S21中，根據當前的旋轉位置Θ運算向X射線管21供給的管電流I。該運算的意圖為，如上所述，補正檢測器22檢測的X射線的光子數的差。還有，如上所述在數據收集時間內能夠充分抑制濃度不均的變化的情況下，也可以不執行該管電流I的調整處理。進一步，控制器55在該步驟S22中、利用在上述步驟S20中求出的X射線管31及檢測器32的旋轉角度Θ，來運算控制準直器33的位置/姿勢的指令值。該指令值被運算作為驅動準直器33的驅動部34的驅動信號。這樣求出X射線管31及檢測器32的旋轉速度V、X射線管31的管電流1、以及準直器33的位置/姿勢的指令值，因此控制器55在步驟S22中向馬達42、52、34及高電壓發生裝置12指令這些值。由此，X射線管31根據規定管電壓V及運算的管電流I從高電壓發生裝置12接受脈沖驅動信號，生成與該驅動信號相應的強度及光子數的X射線。而且，通過馬達42、52的例如脈沖驅動，X射線管31及檢測器32彼此以獨立的旋轉速度沿著軌跡OB移動(旋轉)。進一步，在X射線管31及檢測器32的各旋轉位置上，由X射線管31照射的X射線束通過準直器33以準確地定向為檢測器32的檢測面的方式被準直。其結果，X射線束XB可以始終可靠地入射到始終檢測器32的檢測面。此后，控制器55的處理返回步驟S16，上述步驟S16 S23在掃描結束及向初始位置的復位為止反復進行。所以，如圖15 (A)所示，在初始位置上的X射線管31及檢測器32 (及準直器33)，伴隨著其旋轉驅動的開始而沿圓形軌跡OB開始移動(圖15(B))。在進行該移動的同時，由X射線管31以一定間隔照射X射線。該X射線束XB的路徑為專供于預定的正交攝影等的路徑，并被設定為盡量與牙列TR正交，并且伴隨著X射線管31及檢測器32的移動，以繞被測體P的顎部的前側旋轉的方式移動(圖15 (C)、(D))。在該移動中當然也執行一定間隔的X射線掃描。不久，當X射線管31及檢測器32到達它們的旋轉的終點(即210度的掃描結束的位置)時(圖15 (E))，結束掃描并返回原來的初始位置(圖15 (F))。還有，控制器55還 常時監視移動傳感器38的信號，在檢測到被測體P的移動的情況下，根據來自操作器61或另外的未圖示的應急開關的指示，中止掃描并對此發出警告。由此，在被測體P在掃描中受驚嚇而移動時或不慎移動而不能保證畫質時等，可以重新進行攝像。三維重建:另一方面，在進行患者的顎部的攝像時，如后所述，執行正確地掌握了攝像空間IS中的牙列的實體位置的三維重建。如圖29所述，沿著從三維基準斷層面SS注視X射線管31的X射線的傾斜的照射方向進行投影，高精確度地確定牙列等攝像對象(實體物)的三維位置。下面說明包括該位置確定的處理的攝像。 規定攝像空間的參數的校準在說明攝像前，說明使用了模型的、表示相對于攝像空間中基準斷層面的攝像系統的三維結構的、幾何學參數值或變化量的推定處理、即校準。該校準的結果被反映到圖像重建，并且根據需要被用于攝像空間的結構分析或設計。伴隨著該校準的處理由控制器55及圖像處理器54協作執行。也可以設置校準專用的處理器。在本實施例中，該校準的特征在于使用模仿了被測體P的牙列的模型。模型圖16表示該模型101的局部剖開了的外觀。該模型101是由一個就足以進行這種校準所需的參數的測定的通用模型。還有，本發明涉及的模型未必限定于該通用模型，如后所述，只要能夠對三維圖像重建所需的參數實施校準，其形態當然能夠進行各種變形。后面將說明幾個該變形例。該通用模型101具備:透明的樹脂制的板狀底座111和頂板112 ;以及由該底座111和頂板112夾持的多個支柱113。如后所述，這些支柱113 (113’)具備X射線透過率與樹脂材料不同的金屬制的標識。還有，樹脂的種類例如是丙烯酸樹脂，但只要X射線透過率與標識不同即可。而且，使樹脂透明是為了容易觀看標識。支柱113 (113’)分別將其上下端插入底座111和頂板112而被固定。下面將對此進行詳細描述。如圖16、17所示，底座111呈四方板狀，由透明的樹脂部件制造。在該底座111的上面設定有:將三維基準斷層面SS投影到XY面時的基準面軌跡ORs ;以及在距該基準面軌跡ORs規定距離DS、例如20mm外側、例如與該基準面軌跡ORs平行地引出的外側面軌跡ORouter。為了使操作者容易分辨，這些軌跡0Rs、0Router可以在底座111的面上實際作為線描繪，也可以是虛擬的。在該底座111的上面，在這些雙方的軌跡ORs、ORouter與將X射線管31及檢測器32以聚焦到基準斷層面SS的方式旋轉移動時的各個X射線照射角度Θ的交點上形成四方植設孔111A。還有，上述兩軌跡ORs,ORouter間的距離DS不一定非要設定為20mm，只要是在限定的尺寸關系中可以更高精確度地運算后述的參數的值即可。如圖18、19所示，多個支柱113分別形成為丙烯酸等樹脂制的方柱。各支柱113具備一定長度的方柱狀支柱主體113A和分別一體突設在其上下端的四方柱狀的突起113B。支柱主體113A的與其長度方向正交的斷面尺寸例如為5mmX5mm，其長度為92mm。各突起113B的尺寸為，具有比支柱主體113A小的斷面，例如為高度5mm左右的長度。在各支柱主體113A的一面上配設有校準用的第一、第二及第三標識114、115及116。這些標識114、115及 116都是鋁制或黃銅制的小徑的桿，其直徑例如為0.6mm。其中，第一及第二標識114、115分別橫向配設在自支柱主體113A的上端、下端離開規定距離、例如10mm、15mm的位置。在支柱主體113A的表面進行例如直徑0.6mm的斷面半圓狀的切削，在該切削部分固定設置作為小徑桿的第一及第二標識114、115。進一步，如圖18所示，第三標識116以從支柱主體113A的上端離開例如30mm的位置為中心，沿縱向固定設置。該第三標識116具有一定長度，其長度例如為20mm。該第三標識116通過與上述第一及第二標識114、115同樣的方法來植設。還有，上述支柱113及標識位置的尺寸只是例示，可以設計為其它適當尺寸。以上，參照圖7說明了沿著基準面軌跡ORs配設的模型113。另一方面,沿著外側面軌跡ORouter配設的模型113’如圖19所示地構成。在此，很有興趣的特征為，將圖9所示的模型113上下顛倒即成為圖10的模型113’。因此，在各模型113’上也是第二、第一標識115、114在上下端附近橫向設置,且第三標識116在第一標識114附近的位置上縱向設置。標識的植設方法也完全相同，因此組裝模型101時，在基準面軌跡ORs和外側面軌跡ORouter之間將方向顛倒改變即可，可以實現工具的共通化并降低制造成本。當然，也可以為了不混淆彼此顛倒的方向而賦予不影響X射線透過的上下端的記號、或施以使植設用的突起113B及植設孔IllA的形狀在上下的底座111和頂板112之間不同等變形。
如上所述,第一及第二標識114、115和第三標識116的植設方向及長度彼此不同。其理由是，在校準中需要不同的參數的測定，并需要與該參數的屬性一致的形狀的不同種類的標識。這樣，在本實施例中，有效且毫不浪費地配置一個模型101所需的所有種類的標識也是特征之一。因此具有可以不使用與參數的種類一致的多個模型的效果。第一及第二標識114、115將在后面描述，是用于得到攝像空間中存在的X射線管31、檢測器32、旋轉中心RC及三維基準斷層面SS之間的距離關系的信息以及X射線管31相對于檢測器32的高度位置信息的標識。相對于此，第三標識116是用于測定后述的稱為增益的量( = AX/AFi)及相對于各個X射線照射角度Θ的實際投影角度的標識。S卩，位于基準面軌跡ORs及外側面軌跡ORouter的第一、第二及第三標識114、115及116映入基準面全景圖像及外側面全景圖像。在例如以X射線照射角度θ=75度觀看的情況下，例如圖20 (A)所示描繪在基準面全景圖像上。也就是說，根據圖20 (B)所示的幾何關系，在基準面全景圖像上，從上開始依次描黑位于基準面軌跡ORs的第一標識114(ORs)、位于外側面軌跡ORouter的第二標識115(0Router)、位于基準面軌跡ORs的第三標識116 (ORs)、位于外側面軌跡ORouter的第三標識116 (ORouter)、位于基準面軌跡ORs的第二標識115 (ORs)、及位于外側面軌跡ORouter的第一標識114 (ORouter)0反過來說，如以這樣的排列所描繪的那樣，預先設定外側面軌跡ORouter相對于基準面軌跡ORs的隔開距離及各標識的縱向位置。但是，位于外側面軌跡ORouter的標識114 (ORouter)、115 (ORouter)> 116 (ORouter)的圖像比位于基準面軌跡ORs的各自圖像模糊。還有，如果變更移位&加法量而將焦點對焦在外側斷層面上來重建全景圖像，則其模糊的程度、即是否為最佳焦點圖像的關系相反。在全景圖像上，四個標識114 (0Rs)、115 (ORouter)、115 (ORs)及 114 (ORouter)的圖像描繪為橫向黑線，被用來測定X射線管31、檢測器32、旋轉中心RC及基準斷層面SS之間的距離關系的參數、以及X射線管31相對于檢測器32的高度位置的參數。而且，兩個標識116 (ORs)及116 (O Router)的圖像描繪為縱向黑線，被用來測定后述的被稱為增益的量(=Λ X/Λ Fi)及相對于各個X射線照射角度Θ的實際投影角度。在X射線的照射角度自設計值或想定值偏離的情況下，實際投影角度也偏離于這些值，因此兩個標識116 (ORs)及116 (ORouter)的縱向黑線的位置不一致，描繪為向橫向偏離。可以通過運算該偏離來測定實際投影角度的偏離。這樣，關于攝像空間中的攝像系統的距離以及高度，模型101可以通過一次掃描即可給出充分的位置信息。因此，該模型101發揮能夠單獨測定不同種類的參數的通用性。還有，也可以不設置頂板112。但是，在底座111上植設的多個支柱113上，要求該標識114、115、116保持高精確度的空間位置。因此，在設置或存儲時，為了防止支柱113傾斜、偏離或損傷，設置頂板112更好。也可以在頂板112和底座111之間設置僅用于支撐兩板的樹脂性支柱。.重建的原理在此以公式說明X射線口外攝影裝置I中的重建的基本原理。在該重建中，配對的X射線管31和檢測器32的旋轉中心RC，大致沿著通過旋轉角度θ=0度時的幾何學中心O的直線移動(參照圖3)。因此，其特征在于，進行考慮了該旋轉中心RC的移動量的重建。還有，在該項說明中，將該旋轉中心RC的移動簡單化，也就是說，未必限于沿著上述直線移動的情況、而以無論如何移動的情況下都能夠對應的方式簡單化并進行說明。圖21 (A)表示圍繞大致馬蹄形的牙列的周圍、沿著彼此正對且分別不同的曲線軌跡Ts、Td旋轉(移動)的X射線管31及檢測器32的情況。X射線管31沿著一個軌跡Ts旋轉，檢測器32沿著另一個軌跡Td旋轉。也就是說，X射線管31及檢測器32成對地旋轉，其成對旋轉的中心(旋轉中心)RC也會移動。在圖21 (A)的例中，示出了旋轉中心RC移動的情況。目前，如圖21 (A)所示，配對的X射線管31及檢測器32的旋轉中心RC位于位置0，假設X射線管31的焦點位置為S1、檢測器32的寬度方向的中心位置為Cp X射線管31的旋轉半徑(以下，X射線管 旋轉中心距離)為Rs、檢測器32的旋轉半徑(以下，檢測器 旋轉中心距離)為RD、從旋轉中心RC的位置O到牙列的某個點Q的距離(以下，旋轉中心.基準斷層面距離)為D、以及旋轉中心RC描繪的軌跡為I。該距離Rs和Rd為固定值。進一步，圖21 (B)表示X射線管31的焦點位置S從S1旋轉移動到S2時的狀態，通過該移動，旋轉中心RC的軌跡Ttj在半徑α的圓上以角速度ω移動，而使旋轉中心RC從O (S1)移動到O (S2)。該情況下，該旋轉中心RC的兩個位置O (S1XO (S2)雙方的焦點位置S與SpS2所成的角度β i為Θ ^wtU:時間)。另一方面,通過這種旋轉移動,牙列的點Q向檢測器32的投影點從此前的Pa (S1)變化為Pa (S2)0此時，檢測器32的寬度方向的中心位置分別為CpC215當著眼于旋轉中心RC的位置從O (S1)向O (S2)的移動和其軌跡Ttj的關系而抽出該圖21 (B)的幾何關系時,如圖22 (A)所示。該兩位置O (S1XO (S2)間的距離微小，因此可以使用角度Q1和半徑α表示為Q1Ct。其結果，旋轉中心位置O (S1XO (S2)、X射線焦點位置S2及重建位置Q都可以用距離的關系來表示，如圖22 (A)所示。也就是說，X射線管位置S2和旋轉中心位置O (S2)之間的距離為X射線管.旋轉中心間距離Rs，以及，旋轉中心位置O (S2)和檢測器中心位置C2之間的距離為檢測器 旋轉中心間距離Rd，因此，旋轉中心位置O (S1)和O (S2)之間的距離為a Q1，旋轉中心位置O (S2)和重建位置Q之間的距離為D-α Q1，從重建位置Q垂下到線段O (S2)-C2的線段為(D-α，進一步，該垂線的交點B與旋轉中心位置O (S2)之間距離成為(D-α Θ j) cos θ 1D在本實施方式中，在用于進行攝像空間中的攝像系統的幾何學位置關系的分析(結構分析)，以及進行攝像空間中的牙列的實體位置提取的三維圖像重建(稱為自動對焦)所需的參數校準的運算中，考慮“旋轉中心位置O (S1XO (S2)間的距離a ”，這一點為重點。增益的運算:使用上述圖22 (B)所示的距離關系求出被稱為增益的量( = AX/AFi)。根據圖13 (B)所示的幾何關系，成立如下的關系:X= [ (Rs+Rd) / {Rs+ (D- α Θ J } ].(D_ a Q1) sin Q1...(I)將α Θ i取為補正項M (=a Θ J時，Θ i及χ微小，因此成立近似式:Δχ/Δ Θ ={ (Rs+Rd) / (Rs+ (D_M))} (D-M)…(2)將檢測器32輸出的幀數據設置為Fi時，Δχ/Δ Θ = ( Δ χ/Δ Fi) ( Δ Fi/Δ θ)...(3)，
因此成為Δ χ/ Δ Fi= ( Δ θ / Δ Fi) {(Rs+Rd) / (Rs+ (D-M))} (D-M) — (4)。該(4)式的左邊Λ χ/Λ Fi被稱為增益(移位&加法量的變化率)。該增益Λ X/Λ Fi表示將多個幀數據彼此移位并相加的斷層X射線攝影合成方法(即移位&加法運算)中的移位&加法量的變化率。而且，(4)式的右邊中的RS+RD表示檢測器和X射線管之間的距離(檢測器.X射線管間距離)，RS+ (D-M)表示補正了“旋轉中心位置O (S1XO (S2)間的移動距離a Q1 ”的量的、X射線管和焦點之間的距離(焦點位置.X射線管間距離)。而且，(D-M)表示減去這種移動距離α Θ的量的、新的旋轉中心的位置和重建點Q之間的距離。其結果，增益ΛΧ/AFi的曲線(以下僅稱為“增益曲線”)可以根據檢測器.Χ射線管間距離RS+RD、焦點位置.X射線管間距離Rs+ (D-Μ)、旋轉中心.重建點間距離(D-Μ)、以及表示幀數據Fi和旋轉角度Θ的關系的角速度曲線Λ θ/AFi (參照圖27)來運算。如果將該增益曲線積分，并使前牙的中心位置處于圖像的中心位置，則可以在各個旋轉角度，重建聚焦在距旋轉中心RC距離D的位置上的全景圖像。還有，如日本特開2007-136163所述，上述增益Λ X/Λ Fi的大小的概念與通常的電路等不同，增益Λ X/ Λ Fi越大，則將幀數據彼此相加時的幀數據的重疊量(移位量)越小。反之，增益AXMFi越小，則其重疊量越大。在本實施例中，根據上述(4)式的增益式，并使用校準模型來求出攝像空間的結構分析或校準所需的參數。因此，先說明 校準模型的構成及功能。參數的運算:接著，根據圖23對用于測定攝像空間的結構分析或校準所需的參數的運算進行說明。也就是說，在此列舉的參數為， 在結構分析中，X射線管 旋轉中心距離Rs、X射線管 旋轉中心距離Rs、X射線管31相對于檢測器32的Z軸方向的高度BI，以及 在校準中，增益Λχ/AF1、X射線照射角度Θ、角速度曲線Λ θ/AF1、旋轉中心.基準斷層面距離D、補正項Μ、移動的旋轉中心RC的XY面上的坐標(CX、CY)ο其中，校準用的參數“ Λχ/AF1、Θ、Λ θ / Λ F1、D、M、(CX、CY)”作為輸入值Fi的查找表LUT而被存儲、更新。作為用于運算這些參數的處理，可以列舉:處理I (模型的設置和校準用的X射線攝影(掃描));處理2 (±曾益Λ χ/ Λ Fi的曲線的運算)；處理3 (X射線照射角度Θ的偏離(實際投影角度Θ ’)的運算)；處理4 (角速度曲線0=f (Fi):A 0/八卩1的運算)；處理5 (參數Rs、Rd、BI的運算)；處理6 (參數Λχ/AF1、θ、Λ θ / Λ F1、D、M、(CX、CY)的運算、更新:即校準)；以及處理7 (提取了牙列的實體位置的三維重建)。這些處理在控制器55和圖像處理器54協作執行的、圖23所示的流程圖中執行。根據該流程圖進行說明。
處理1:控制器55以畫面或聲音指示操作者將模型101設置在全景攝像裝置的攝像空間的規定位置(步驟S31)。該規定位置是指，在攝像時患者P放下巴的腮托25的位置。其次，控制器47用操作器58指示執行校準用掃描(步驟S32)。響應于該指示，控制器55將R0M61中預先存儲的校準用掃描的程序讀取到其工作存儲器。控制器55通過執行該程序使附帶有準直器33的X射線管31和檢測器32圍繞模型的周圍旋轉。在該旋轉過程中，從X射線管31的點狀的X射線焦點放射例如脈沖X射線。該脈沖X射線通過準直器33準直而成為扇狀的X射線束。該X射線束透過模型并入射到檢測器32的檢測面。由此，檢測器32檢測透過模型的X射線，并每隔一定時間(例如300fps)輸出與其對應的數字電量的幀數據。X射線管31和檢測器32并非單純圍繞模型的周圍旋轉，而以追蹤下述軌跡的方式旋轉，該軌跡為，連接該兩者的線段上的旋轉中心RC的位置在接近模型的前側之后離開。也就是說，在實際掃描時，越接近牙列的前牙附近，旋轉中心RC越接近牙列，旋轉中心RC的位置越發生偏離。分別單獨控制X射線管31及檢測器32的旋轉位置、角速度，以允許上述移動。從檢測器32輸出的幀數據臨時存儲在緩沖存儲器53中。圖像處理器53使用該幀數據并基于斷層X射線攝影合成方法重建基準斷層面SS的基準面全景圖像(步驟S33)。處理2:其次，圖像處理器54求出增益Λ X/Λ Fi (步驟S34)。首先，在重建的基準面全景圖像上，確定模型101的在中心描繪有支柱標識的幀數據的編號Fitl,該模型101沿著基準斷層面SS的軌跡移動的基準面位置上按每個X射線照射角度Θ配置。該確定，只要 在操作者目視基準面全景圖像的同時決定即可。還有，在該基準面全景圖像上，在與基準斷層面SS距20mm外側的斷層面的軌跡上移動的外側面位置上按每個X射線照射角度Θ配置的支柱的模型當然也會映入。其次，對于基準面位置的各個支柱的模型，求出聚焦最好的幀數據Fi的重疊量(移位&加法量)X。其也通過反復嘗試下述方法來確定，該方法為，操作者在觀察基準面全景圖像的同時操作操作器58，重疊位于中心幀數據Fitl的兩側的幀數據Fi并觀察該圖像的模糊。其結果，確定了與沿著基準斷層面SS的各支柱的標識對應的中心幀數據Fitl和其最佳的重疊量X，因此，平滑地接合這些數據來求出重疊量的曲線Px。根據該曲線Px求出X射線照射角度Θ的每個設定值的增益Λ X/Λ Fi。還有，也可以生成將重疊量作為橫軸、將標識像的邊緣統計量(例如半值寬度)作為縱軸的曲線圖，推定該曲線圖的邊緣統計量成為頂點的點。根據該推定值運算最佳的重疊量即可。由此，在基準面全景圖像上，如果通過點ROI (感興趣區域)等來指定映入的標識像的位置，則可以幾乎自動地運算該指定位置上的最佳的重疊量。其次，圖像處理器54根據來自控制器55的指示接受校準的程度的指示。在本實施方式中，預先準備:不對X射線照射角度Θ實施校準而直接采用系統預先具有的X射線照射角度Θ的設計值的簡易型校準；以及還從掃描模型101而得到的全景圖像中校準X射線照射角度Θ的詳細型校準。因此，控制器55例如通過顯示器60的圖像顯示而事先從操作者得到信息，以確定進行簡易型校準還是詳細型校準。所以，圖像處理處理器56接受來自控制器55的指示，來判斷校準是簡易型還是詳細型(步驟S35)。在圖像處理器54判斷為進行簡易型校準的情況下，例如直接讀取預先確定的照射角度θ=0度、±15度、±30度、…的值來進行設定(步驟S36)。相對于此，在判斷為進行詳細型校準的情況下，根據全景圖像運算X射線照射角度Θ的偏離、即實際照射角度Θ’。處理3:接著，運算相對于X射線照射角度Θ的實際照射角度(投影角度)Θ ’的偏離量Θ shift (步驟 S37)。該運算中，在重建的基準面全景圖像上，對沿著距基準斷層面SS位于20mm外側的斷層面的、沿著外側面位置按每個X射線照射角度Θ配置的支柱的標識，與步驟S34同樣地，生成每個X射線照射角度Θ的增益ΛΧ/AFi及該增益ΛΧ/AFi的曲線。使用該曲線的數據，重建距基準斷層面SS位于20mm外側的斷面的外側面全景圖像。在該外側面全景圖像中，確定處于這種外側面位置的各個支柱113’的模型的橫向(二維基準面全景圖像上的橫向)的物理中心位置。該確定也由操作者在目視全景圖像的同時進行。在步驟S34中，已確定了位于基準面位置的各個支柱的標識所使用的中心幀數據的編號Fitlt5于是，根據相對于該中心幀數據的外側面全景圖像中的標識的橫向(二維基準面全景圖像上的橫向)位置(參照圖24 (A))及位于外側面位置的標識116的外側面全景圖像中的橫向位置(參照圖24 (B))，運算兩者間的圖像上的偏離量Pshift。將該偏離量Pshift變換為實際長度的偏離量L (參照圖24 (O)0使用該偏離量L和兩軌跡ORs、ORouter間的已知的距離DS (實施方式中為20mm)，對每個角度Θ (=0度、±15度、±30度、…)進行實際照射角度Θ’的偏離量0shift=arCtan(L/DS)的運算。由此，可以求出相對于規定值刻度的各個X射 線照射角度Θ的實際照射角度Θ’的偏離量Pshift。該偏離量Pshift的例子如圖25所示。處理4:接著，圖像處理器54運算投影角曲線0=f (Fi )、即角速度曲線Λ θ/AFi (步驟S38)。在詳細型校準的情況下，已經求出距離各X射線照射角度Θ的實際照射角度Θ’的偏離量Θ shift。因此，根據該偏離量Qshift分別求出位于基準斷層面SS的標識的照射角度Θ’。在簡易型校準的情況下，簡便地采用的設計值Θ直接被使用。另一方面，在所述步驟S34中，求出了位于基準斷層面SS的、每個X射線照射角度Θ的標識的中心幀數據Fic^A編號。所以，通過結合照射角度的實際值Θ’或照射角度的設計值Θ各自的幀數據Fi并進行平滑化，求出投影角曲線0=f(Fi)。該投影角曲線e=f(Fi)的一例如圖26所示。在該圖中，投影角曲線0’=f (Fi)表示根據原投影角曲線e=f(Fi)補正了實際照射角度Θ ’的量的曲線。處理5:X射線照射角度Θ =0度的位置上的常數參數的運算:接著，圖像處理器54根據全景圖像運算X射線束的照射角度Θ =0度時的X射線管.旋轉中心間距離Rs、檢測器.旋轉中心間距離Rd、以及X射線管的焦點位置的高度信息BI作為常數參數(步驟S39)。如圖27所示，假設X射線管31及檢測器32對置地配置，并使旋轉中心RC及基準斷層面SS位于它們之間。假設在基準斷層面SS的位置上存在上下相互隔開67mm的兩個標識114、115。X射線管31的X射線焦點是小到視為點光源的焦點(例如直徑0.5mm) 而且，使X射線的照射角度Θ為O度。也就是說，由準直器33限速的X射線束照射在假定存在于基準斷層面SS的牙列的前牙中心部。該X射線束傾斜地透過兩個標識114、115并在檢測器32的檢測面的高度B2、B3的位置上形成它們的投影點。也就是說，標識114、115的位置在縱向(Z軸方向)上放大而作為圖像形成投影點B2、B3。還有，將檢測器32的檢測面的最下限的位置設定為坐標O的原點，從通過該點的水平面(XY坐標面)開始計算而將X射線焦點位置的高度設為BI。所以，在檢測器32的檢測面上，從下往上依次排列坐標O的原點、X射線焦點高度BI及標識114、115的投影高度B2、B3。該圖27模式表示的X射線照射角度Θ =0度時的幾何關系中，適用所述增益的式
(4):Ax/AFi=(A θ / Δ Fi) {(Rs+Rd) / (Rs+ (D-M))} (D-M) 0 X 射線照射角度 Θ =0 度時，由圖22 (A)、(B)可知，視為補正項M=0。因此，(4)式可以表示為Δ χ/ Δ Fi= ( Δ θ / Δ Fi) {(Rs+Rd) / (Rs+D)}D— (5)。根據相對于標識114、115的圖像放大率的計算，成立下式:(Rs+Rd)/(Rs+D) = (B3(D)-B2(D))/67=K (D)...(6)在此，放大率K(D)只要通過檢測器32檢測位于基準斷層面的位置、即X射線照射角度Θ =0度的位置的標識114、115的投影點Β2、Β3的位置就能夠知道，因此是已知的值。

同樣地，(Rs+Rd)/(Rs+D+20) = (B3(D+2CI)-B2(D+2CI))/67=K (D+20)…(7)成立，放大率K (D+20)通過檢測器32檢測位于距基準斷層面20mm外側的位置、即X射線照射角度Θ =0度的位置的模型的投影點B2、B3的位置就能夠知道，因此是已知的值。因此，在上述(6)，(7)式(Rs+Rd)/(Rs+D) =K ⑷…(8)(Rs+Rd)/(Rs+D+20) =K (D+20)...(9)中，當設定為X=Rs+Rd、Y=Rs+D …(10)時，成為XZY=Kao …(11)X/ (Y+20)=K(D+20)…(12)，可根據該兩個式預先求出X、Y的值。另一方面，所述(5)式，如果使用(8)式,貝U可以改寫為Δ χ/ Δ Fi= ( Δ θ / Δ Fi).K ⑷.D...(13)。在該(13)式中，旋轉中心 基準斷層面間距離D以外的項是已知的，因此根據(13)式可知X射線照射角度θ=0度時的旋轉中心 基準斷層面間距離D。當距離D已知時，X、Y的值已知，因此使用(10)式，能夠分別求出X射線照射角度θ=0度時的X射線管.旋轉中心間距離Rs及檢測器.旋轉中心間距離Rd。當求出該距離D、Rs、Rd時，通過解圖27中幾何學地成立的下式，(B2 (剛)-BI)/H=K (剛)...(14)(B2 (D)-Bl)/H=K ⑷…(15)
從而求出X射線管31的上下方向(Z軸方向)的位置BI以及下側的模型距X射線管31的高度H。處理6:X射線照射角度Θ =0度以外的角度位置上的、將幀數據Fi作為輸入的函數參數的運算:此時，每個照射角度Θ的X射線管31、檢測器32、旋轉中心RC及模型(標識)的幾何學位置關系如圖28所示。即使X射線照射角度Θ為O度以外的角度，所述式(6)及(8)也成立。因此，通過基于這些式求出各角度Θ上的標識114、115在位置B2、B3形成的投影圖像B3(d)、B2(d)，能夠運算各照射角度Θ上的旋轉中心 基準斷層面距離D (步驟S40)。如果知道該距離D，則也能夠使用已知的X射線照射角度Θ或其實際值Θ ’來運算旋轉中心RC的位置坐標(CX, CY)(步驟 S41)。進一步，在X射線照射角度Θ為O度以外的角度時，由圖22 (A)、(B)可知，需要考慮補正項M (不等于O)。因此，需要使用(4)式:Λ χ/ Λ Fi= ( Λ θ / Λ Fi) {(Rs+Rd) / (Rs+ (D-M))} (D-M)。由于已經運算了各X射線照射角度Θ上的補正項M以外的項，因此能夠將它們應用于(4)式來運算補正項M (步驟S42)。這樣，通過步驟SlO S12，能夠運算函數參數Λχ/AF1、θ、Λ Θ /AF1、D、M、(CX、CY)。其次，圖像處理器54用本次求出的新的值對已寫入圖像存儲器54的那些函數參數進行更新(步驟S43)。由此，對三維圖像重建所需的參數進行了校準。

當用于上面的結構分析及校準的運算結束時，圖像處理器54根據操作者的操作信息來判斷是否將已運算的常數參數Rd、Rs、BI以及函數參數Λχ/AF1、Θ、ΛΘ/AF1、D、M、(CX、CY)以印刷或顯示的方式進行輸出(步驟S44)。在需要這樣的輸出的情況下，圖像處理器54印刷或顯示這些值(步驟S45)。進一步，在這種參數的輸出結束或不需要這樣的輸出的情況下，處理被轉移到控制器55，計算機57判斷是否在與操作者之間互動進行患者的攝像(步驟S46)。在不需要攝像的情況下，結束一連串的處理。由此，攝像空間的結構分析以及簡易型或詳細型校準結束。另一方面，在進行患者的顎部的攝像的情況下，如后所述，執行正確地掌握了攝像空間中的牙列的實體位置的三維重建。如圖29所概述的那樣，沿著從三維基準斷層面SS注視X射線管31的X射線的傾斜的照射方向進行投影，高精確度地確定牙列等攝像對象(實體物)的三維位置。下面說明包括該位置確定的處理的攝像。圖像的重建其次，使用圖30說明通過控制器55及圖像處理器54協作執行的用于攝像的處理。該處理包括如上所述的通過掃描收集數據、作為前處理的重建基準面全景圖像、和作為主要處理的制作三維自動對焦圖像(三維表面圖像)以及使用該三維自動對焦圖像的對應于各種方式的顯示或測量等。收集數據及重建基準面全景圖像:首先，當被測體P的位置確定等攝影準備結束后，控制器55響應通過操作器58提供的操作者指示，發出用于數據收集的掃描指令(圖30，步驟S51)。由此，使旋轉驅動機構30A、移動機構30B以及高電壓發生器41按預先設定的控制時序進行驅動。為此，使配對的X射線管31及檢測器32圍繞被測體P的顎部周圍旋轉，同時在該旋轉動作過程中，使X射線管31以規定周期或連續地放射脈沖或連續波形式的X射線。此時，配對的X射線管31及檢測器32，根據預先設定的驅動條件旋轉驅動，以便將如上所述校準了的三維基準斷層面SS焦點化。其結果，從X射線管31放射的X射線透過被測體P后被檢測器32檢測。因此，如上所述，從檢測器32例如以300fps幀率輸出反映出X射線透過量的數字化幀數據(像素數據)。該幀數據臨時存儲在緩沖存儲器53中。該掃描指令結束后，處理指示被傳遞給圖像處理器54。對三維基準斷層面SS，圖像處理器54按照每個X射線照射方向的幀編號Fi，從查找表LUT讀取照射角度、角速度、旋轉中心 基準斷層面間距離D、及補正項M的最新值，從而補正該三維基準斷層面SS。由此，該斷層面SS部分地在其前后方向進行位置變更而被平滑(步驟S52A)。其次，根據對應的基于斷層X射線攝影合成方法的移位&相加，在該補正了的三維基準斷層面SS的空間位置重建基準面全景圖像PIst，同時存儲該重建圖像的各像素值(步驟S52B)。還有，在該重建處理中，與以往相同地，也執行乘以系數的處理以使前牙部中心縱橫放大率比相同。該重建方法雖然已知，但簡單說明如下。使用于該重建的幀數據集，通過映像特性求得，該映像特性表示，例如圖31所示的全景圖像在橫向的映像位置與為了制作該映像位置圖像而相加的幀數據集之間的關系。表示該映像特性的曲線，由幀數據方向(橫軸)上的、根據兩側白齒部的傾斜較為陡峭的兩個曲線部分，和根據前牙部傾斜比白齒部緩和的曲線部分形成。在該投影特性上，如圖所示，指定在全景圖像的橫向上的所需映像位置。根據這些，求得為了制作該映像位置圖像而使用的幀數據集和其移位量(重疊程度:也就是傾斜度)。于是，使這些幀數據(像素值)依據這些指定移位量移位的同時進行相加，從而求得指定映像位置(范圍)的縱向的圖像數據。通過在全景圖像的橫向的整個范圍內進行上述映像位置的指定和移位&相加，從而重建將焦點對焦在三維基準斷層面SS上時的基準面全景圖像 PIst。

圖像處理器54隨后將該基準面全景圖像PIst顯示在顯示器60上(步驟S53)。圖32示意性地表示該基準面全景圖像PIst的例。該基準面全景圖像PIst是將幀數據進行移位的同時進行相加的圖像，因此是矩形的二維圖像。至于放大率，由于進行了乘以系數的處理以使前牙部中心縱橫放大率比相同，所以與以往相同地，某種程度上改善了放大率引起的前牙部的縱橫的圖像變形。但是，隨著接近臼齒部牙齒縱橫比被破壞。也就是說，臼齒部的牙齒被描繪成小于實際尺寸。并且，在本實施方式的情況下，X射線管31及檢測器32 —起沿著物理上相同的圓形軌跡OB旋轉，因此重建的基準全景圖像PIst的縱向放大率的變化引起的失真大。也就是說，如圖33 (A)所例示的那樣，基準全景圖像PIst的橫向的各位置上的放大率K (K1，K2,..., Kn)全部不同。因此，圖像處理器54，使用已求出的每個旋轉角度Θ的放大率K的值，以該放大率K成為在圖像橫向的各位置上大致相同的值的方式、將橫向各位置上的各列的像素列乘以系數1/Κ (1/Κ1、1/Κ2、...、1/Kn)(步驟S53A)。其結果，如圖33 (B)所示，顯示的基準全景圖像PIst的輪廓本身從矩形狀變化為稍微波動的形狀，而顯示的牙列TR的縱向大小或形狀在圖像橫向的各位置上大致相同。補正了由該放大率的不同引起的縱向失真的基準全景圖像PIst的像素值再次被存儲到圖像存儲器53，并被用于此后的顯示處理或三維重
建處理。還有，該放大率K也可以使用預先在裝置側準備的值來進行上述補正。在基準面全景圖像上的ROI設定:其次，圖像處理器54判斷操作者是否使用操作器58在基準面全景圖像PIst上設定ROI (感興趣區域)(步驟S54)。在此設定的ROI是圖像判讀人員特別感興趣的例如矩形的部分區域。當然，ROI也可以不是矩形。還有，該ROI也可以根據通過后述的自動對焦制作的全景圖像設定，該處理也后述。當在該步驟S54中判斷為“是”時，圖像處理器54基于操作者的操作信息在基準面全景圖像PIst上設定ROI(步驟S55)。之后，剪切通過ROI設定的部分區域的部分圖像，而且例如放大顯示該部分圖像(步驟S56)。該部分圖像例如圖34所示，在原基準面全景圖像PIst上疊加顯示。而且，也可以以所謂模板顯示，即將區域排列成規定順序以將該一個以上的部分圖像以上牙、下牙的牙列模式表示。其次，圖像處理器54判斷是否結束處理。該判斷根據是否有來自操作者的規定操作信息來進行(步驟S57)。如果判斷為不結束處理時(在步驟S57中“否”)，返回步驟S54中反復上述處理。另一方面，如果能夠判斷處理結束了時，結束圖31所示的處理。另一方面，圖像處理器54在步驟S54中判斷為“否”時，即判斷為不設定ROI時，轉到下一個判斷。也就是說，根據操作者的操作信息判斷是否制作作為主要處理的三維自動對焦圖像(步驟S58)。如果判斷為也不進行該制作時(在步驟S58中“否”)，與上述相同地、返回步驟S57中判斷是否處理結束。

確定最佳焦點的斷面位置:對此，判斷為制作三維自動對焦圖像時(在步驟S58中“是”)，轉到步驟S59的子程序處理。在該步驟S59中執行的處理是構成本發明特征之一的處理，是考慮旋轉中心RC的位置變化、且沿著總是從各像素注視X射線管31的X射線焦點的傾斜的投影方向DRx，在補正牙列的縱向變形的同時進行的自動確定牙列實際存在位置、形狀的處理。圖35表示用于確定該實際存在位置、形狀的子程序處理。首先，圖像處理器54將基準面全景圖像PIst (矩形)進行坐標轉換以便形成與三維基準斷層面SS (彎曲面)平行的彎曲面從而一次制作三維全景圖像。然后，從查找表LUT讀取每個幀編號Fi的照射角度Θ及旋轉中心的位置坐標(CX，CY)的最新值，從該位置坐標(CX，CY)將方向延伸相當于X射線管、旋轉中心間距離Rs的長度，對每個X射線照射角度Θ運算X射線管31的位置。然后，決定從制作的三維全景圖像的每個像素始終注視X射線管31的X射線焦點的傾斜的投影方向DRx。并且，然后，根據斷層面變更的運算求得幀數據并通過將其進行坐標轉換而沿著各投影方向DRx投影到三維基準斷層面SS上，從而制作該彎曲三維基準斷層面SS的投影圖像(步驟S151)。該投影圖像的像素值存儲在圖像存儲器53中。在此進行的投影，如圖36中所說明，沿朝向旋轉中心RC (RCU RC2)的位置、即X射線管31的位置的傾斜的投影方向進行。以圖25的例子說明，即使是在三維全景圖像上的高度方向(Z軸方向)上具有相同位置Pn的像素，也會根據X射線管31位置的不同，而投影到三維基準斷層面SS圖像上的不同位置SS1、SS2。根據該投影處理制作的投影圖像稱為三維基準圖像PIref。該三維基準圖像PIref，在每個基準面全景圖像PIst的位置，通過考慮了所述縱向放大率的傾斜方向的投影而制作。原先前牙部的牙齒放大率大，但該放大通過上述投影改正為實際尺寸，另一方面，臼齒部的牙齒放大率小，但該放大也通過上述投影改正為實際尺寸。所以，三維基準圖像PIref是以牙齒實際尺寸顯示的圖像，消除了掃描中由于旋轉中心RC移動帶來的放大率大小引起的變形。但是，該三維基準圖像PIref是假定牙列沿三維基準斷層面SS存在時的圖像。由于被測體P的實際牙齒沿三維基準斷層面SS存在的情況罕見，所以需要進一步進行后述的確定實際存在位置的處理。圖像處理器54將該三維基準圖像PIref顯示在顯示器60上，供操作者參照(步驟S152)。圖37表示該情況。之后，圖像處理器54，在三維基準斷層面SS上附加與該面平行的多個彎曲斷層面(步驟S153)。圖38表示該情況。在該圖上，在三維基準斷層面SS的投影方向DRx (牙列縱深方向)的前后分別附加有多個斷層面。該多個斷層面的每個都是，按照三維基準斷層面SS由旋轉中心 基準斷層面間距離D及補正項M補正了的量而相應地部分補正了該面的前后方向的位置的斷層面。作為一例，在三維基準斷層面SS的前側以間隔Dl (例如0.5mm)設定有多個斷層面SFm SF1，在其后側以間隔D2 (例如0.5mm)設定有多個斷層面SRl SRn。間隔D1、D2可以相同，也可以彼此不同。而且，附加的斷層面，可以在三維基準斷層面SS的前后各有一張(m、n=l )，也可以在前后任一面上有一張或多張。還有，該假設地附加的斷層面SFm SFUSRl SRn的位置數據，與三維基準斷層面SS的位置數據一同預先存儲在R0M61中，因此通過將這些讀取到圖像處理器54的工作區，從而實現這種附加。斷層面SFm SFl、SS、SRl SRn的高度考慮了投影方向DRx的最大傾斜和牙列高度而適當設 定。而且，每次確定處理時，也可以將附加的斷層面位置(間隔D1、D2)及張數互動地進行變更。其次，圖像處理器54，與在步驟S151相同地，求得與旋轉中心RC的位置坐標(CX，CY)的變化相應的投影方向DRX，并沿著該投影方向DRx，通過斷層面變更的運算來求得幀數據并對其進行坐標轉換，從而將基準面全景圖像PIst分別投影到附加的斷層面SFm SFUSRl SRn上(步驟S154)。其結果，制作附加斷層面SFm SFUSRl SRn各自的投影圖像。這些投影圖像的像素值存儲在圖像存儲器53中。在此制作的投影圖像稱為三維附加圖像PIsfm…、PIsfl、PIsrl、…、PIsrn。這些三維附加圖像PIsfnr..、PIsf1、PIsr1、…、PIsrn也通過在每個基準面全景圖像PIst的位置上考慮了所述縱向放大率的傾斜方向投影而分別制作。如用圖39的例進行說明，即使是在三維全景圖像上的高度方向(Z軸方向)上的相同位置Pn的像素，也會根據X射線管31位置的不同，分別投影在三維附加圖像PIsfnr..、PIsf 1、Plsrl、…、PIsrn上的不同位置。因此，這些三維附加圖像PIsfm…、PIsfl、PIsrl、…、PIsrn也是以牙齒實際尺寸顯示的圖像，是消除了掃描中由于旋轉中心RC移動引起的放大率大小導致的變形的圖像。但是，這些三維附加圖像PIsfnr..、PIsfl、Plsrl、…、PIsrn也是假定牙列分別沿附加斷層面SFm SF1、SRl SRn存在時的圖像。
還有，這些被制作的多張三維附加圖像PIsfm…、PIsf l、PIsrl、...、PIsrn，也可以直接作為三維圖像或作為經過坐標轉換的矩形二維圖像顯示在顯示器60上。之后，圖像處理器54指定三維基準圖像PIref、即在三維基準斷層面SS上的初始位置P (x，y，z)=P (0,0,0)(步驟S155，參照圖40 (A))。結束該步驟后，在三維基準圖像PIref中，指定以指定位置P (X，y，z)為中心的一定長度的線段Lc (步驟S156，參照圖40(B))。該線段Lc具有相當于2nf(n=l、2、3、…，例如128)像素的長度。還有，線段Lc可以沿彎曲三維基準斷層面SS的一部分彎曲，也可以在視為直線的范圍內設定。其次，圖像處理器54，在被指定的線段Lc (χ,γ,ζ)的圖像上下虛擬地附加多根相同長度的線段Ladd (步驟S157，參照圖40 (C))。進一步，從圖像存儲器53中讀取分別構成上述線段L及多個線段Ladd的2η個像素各自的像素值Pij,并將其分配給各線段(步驟S58)。該像素值Pij是已經在步驟S151、S154中取得而存儲的值。其次，將多個線段L及Ladd對應的像素的像素值Pij彼此相加，求得構成線段Lc(x，y，z)的頻率分析用的2"個像素值Pij* (步驟S159，參照圖40 (D))。通過該相加，即使在線段L (x, y, z)的原像素值中混入有隨機噪聲時，也能夠減少對該像素值的變化進行后述頻率分析時的隨機噪聲。其次，圖像處理器54，分別在附加的三維附加圖像PIsfm、…、PIsf 1、Plsrl、…、PIsrn中，確定在上述三維基準圖像PIref上目前指定的線段Lc (x, y, z)在通過目前指定的位置P (X，y，z)的投影方向DRx上所對置的線段Lfm Lfl、Lrl Lrn的位置(步驟S160，參照圖40 (E))。此時，由于已知線段Lc的目前中心位置P (x，y，z)及其長度，以及掃描中X射線管31的旋轉位置，從而能夠運算連接線段Lc兩端與X射線管31而成的、從Z軸方向觀看時呈扇狀的X射線照射范圍RA。因此，只要指定位置P (x，y，z)，就能夠確定位于該X射線照射范圍RA內的線段Lfm Lf 1、Lrl Lrn的位置。還有，在三維基準圖像PIref上指定位置P (x，y，z)的步驟S160的處理在全部位置指定結束之前反復進行。所以，實際上，從位置發生遠近的X射線管31照射的X射線在Hl H2范圍(Z軸方向的范圍)內以扇形透過假設的斷層面SFm SF1、SS、SR1 SRn (圖40 (F))。因此，也可以將斷層面SFm SFl、SS、SRl SRn本身設定為其高度根據每個掃描方向而變化且彼此平行的大致馬蹄形斷面。如上所述確定線段Lfm Lfl、Lrl Lrn之后，圖像處理器54從圖像存儲器54讀取這些線段的像素值Pij* (步驟siei)。如圖40 (E)所示，由于X射線管31是點源，所以X射線照射范圍RA呈扇狀(從Z軸方向觀看時)。因此，線段Lfm Lfl、Lrl Lrn的各像素數自2"個偏離。于是，圖像處理器54，為了使附加的線段Lfm LfULrl Lrn的像素數與作為基準的線段Lc (x，y，z)的像素數2n個相同，對線段Lfm LfULrl Lrn的各自像素數乘以與間隔D1、D2相應的系數(步驟S162)。所以，如圖40 (G)模式表示，所有線段Lfm Lf1、Lc、Lrl Lrn彼此平行且由相同的2n個像素構成。之后，圖像處 理器54對準備的所有線段Lfl Lfm、Lc、Lrl Lrn的像素值變化進行頻率分析(步驟S163)。其結果，關于各線段Lfl Lfm、Lc、Lrl Lrn，如圖40 (H)所示，能夠獲得橫軸作為頻率及縱軸作為傅立葉系數(振幅值)的分析結果。
還有，在該頻率分析中使用快速傅立葉變換(FFT)，但也可以使用小波變換。而且，取代這種頻率分析法，也可以使用用于描繪邊緣(edge)而進行一階微分運算的索貝爾濾波器進行等價處理。使用該濾波器時，可以將作為邊緣最大的斷層面位置視為最佳焦點位置。其次，從對所有線段Lfl Lfm、Lc、Lrl Lrn的頻率分析結果消除噪聲(步驟S164)。在圖41中，例示出對一個線段的頻率分析特性。去除分析的最高頻率的一定范圍區域的頻率成分系數，而采用其余高頻成分系數。其理由是，由于最高頻率側的一定范圍區域的頻率成分是噪聲成分。進一步，圖像處理器54，按照每線段對各自線段的頻率分析特性系數進行平方和，同時將其平方和的值作為縱軸，且作為將以投影方向DRx貫穿初始位置P (x，y，z)=P(0，0，O)的多個斷層面SFm SFl、SS、SRl SRn位置作為橫軸的曲線(profile)進行運算(步驟S165)。圖31表示該曲線的一例。在該圖中斷面位置是指，多個斷層面SFl SFm、SS、FRl FRn的投影方向DRx (牙列縱深方向)的位置。在圖43中，例示出了物質為搪瓷、海綿骨、空氣、咬合塊時多種曲線PR1、PR2、PR3、PR4的典型圖案。假設，在通過目前指定的位置P (X，y, z)的投影方向DRx的任何位置上存在搪瓷物質、即牙齒時，該曲線PRl具有尖銳的頂點。而且，在這種投影方向DRx上存在海綿骨時，該曲線PR2形成緩坡凸曲線。同樣地，在這種投影方向DRx上只存在空氣時，該曲線PR3形成表示不具有確定頂點趨勢的曲線。進一步，在這種投影方向DRx上存在咬合塊時，該曲線PR4具有兩個尖銳的頂點。其中，相當于投影方向DRx內側(X射線管側)的頂點表示有關搪瓷物質的頂點，而相當于外側(檢測器側)的頂點表示有關咬合塊的頂點。如圖43所示的表示曲線PRl PR4圖案的數據，作為參照曲線，例如作為參照表預先存儲在R0M61 中。于是，圖像處理器54使用這種參照表，確定在通過目前指定的位置P (X，y, z)的投影方向DRx上的有關牙齒的 最佳焦點位置(步驟S166)。也就是說，利用圖案識別技術判斷在前面的步驟S165中求得的曲線屬于參照曲線PRl PR4的哪一個。首先，求得的曲線為參照曲線PR2、PR4時，從處理對象中排除。另一方面，求得的曲線屬于參照曲線PRl(搪瓷)時，認為該頂點斷面位置、即多個斷層面SFl SFm、SS、FRl FRn中的任一位置為最佳焦點而進行確定。進一步，求得的曲線屬于參照曲線PR4時，認為其內側(X射線管側)頂點斷面位置(搪瓷位置)、即多個斷層面SFm SF1、SS、FR1 FRn中的任一位置為最佳焦點而進行確定。根據這些位置確定處理來確定位于當前指定的位置P (x，y，z)上的牙齒部分實際上位于縱深方向的哪個位置。也就是說，在沿三維基準斷層面SS上的三維基準圖像PIref上描繪的牙齒部分，實際上可能存在于該斷層面SS的前側，或也可能存在于后側。其實際存在位置通過上述確定處理來正確確定。換言之，假定位于三維基準斷層面SS上而描繪出的三維基準圖像PIref的牙齒部分，通過上述確定處理，移位到實際存在位置。其結果，如圖44 圖47所示，隨著每指定一次位置P (x, y，z)，在三維基準斷層面SS (三維基準圖像PIref)上的位置Pl移位到Plreal (或P2移位到P2real )。特別是，設定在多個附加斷層面SFm SFUFRl FRn上的線段Lfm Lf 1、Lrl Lrn的位置，考慮了投影方向DRx的斜角Θ而設定。所以，被移位的位置Plreal，與斜角Θ小時(參照圖45 (A)、圖46 (A))相比，在斜角Θ大時(參照圖45 (B)、圖46 (B))更低。因此，該移位位置Plreal，已補償了傾斜的X射線照射角度Θ、即放大率大小引起的變形。還有，如圖47所示，當牙齒沿三維基準斷層面SS實際存在時，Pl=Plreal,所以假定存在有牙齒的三維基準斷層面SS作為實際存在位置而確定。此時被視為進行了移位量=O的移位。圖像處理器54，在步驟S165中，將這些確定的表示牙齒實際存在位置的數據按照每個位置P (X，y，z)存儲在工作區。這樣，確定(過濾)經過在三維基準圖像PIref (即三維基準斷層面SS)上目前指定的位置P (X，I, Z)、即當前情況下最初指定的初始位置P (0，0，0)的縱深方向上是否存在牙齒的一部分(搪瓷)，以及這種牙齒的一部分存在時，結束在其縱深方向上的最佳焦點位置的確定。這些結束后，例如圖48所示，圖像處理器54判斷關于在三維基準圖像PIref上預先設定的所有判斷位置P是否結束了上述確定處理(步驟S167)。該判斷，通過判斷當前處理的位置P (X，y, z)是否為最終位置P (p，q, r)來進行。該判斷為“否”，即關于所有判斷位置P的確定處理未結束時，圖像處理器54使該判斷位置P (X，y，z)移位一個層(步驟S168)，而且將該處理返回至所述步驟S155中，反復上述一連串的確定處理。還有，如圖48所示，多個判斷位置P沿三維基準圖像PIref (即三維基準斷層面SS)以規定間隔二維地預先配置。在該圖的例中，沿三維基準圖像PIref的縱軸方向i及橫軸方向j隔著縱橫相同的規定間隔d而配置。但是，該規定間隔d也可以分別在縱軸方向i及橫軸方向j彼此不同。在步驟S168的處理中，移位方向也可以是沿三維基準圖像PIref的縱向、橫向以及對角線方向的任一方向。如圖48所示，也可以很規則地反復進行沿三維基準圖像PIref的縱軸方向i移位后向橫軸方向j移位又沿縱軸方向i移位(參照圖的標識SC)。與此相反，也可以反復進行向橫軸方向j移位后，向縱軸方向i移位。進一步，也可以向對角線方向移位。另一方面，當關于所 有多個判斷位置P的上述一連串判斷結束時，在所述反復判斷中所述步驟S167中的判斷為“是”。也就是說，在三維基準斷層面SS的縱深方向上的每個判斷位置P的最佳焦點斷面位置的檢測(包括判斷有無最佳焦點位置)處理結束。此時，轉到最佳焦點斷面位置的結合處理上。結合最佳焦點斷面位置的處理:當在上述步驟S167中判斷為“是”時，圖像處理器54讀取在步驟S165中確定并存儲的表示最佳焦點斷面位置的數據(步驟S169)。該斷面位置的數據是分別經過判斷位置P(x，y，z)的投影方向DRx的位置。圖49模式表示該情況。在該圖中，黑圓表示三維基準圖像PIref (三維基準斷層面SS)的判斷位置P (x，y，z)。在此，以(i，j)表示彎曲三維基準圖像PIref的縱向及橫向。在圖49中，如白圓所示，例如，對于1、j=0、0的判斷位置P(xQQ，Yoo^oo)的最佳焦點斷面位置是向內側(X射線管側)靠近一個層的斷層面SRl的位置，對于其旁邊的1、j=0、l的判斷位置P(X(11，y01, Z01)的最佳焦點斷面位置是向內側再靠近一個層的斷層面SR2的位置，對于其旁邊的1、j=0、2的判斷位置Ρ(Χ(Ι2、^2、Ζ(Ι2)的最佳焦點斷面位置是向內側進一步靠近一個層的斷層面SR2的位置等等。還有，圖49為了便于看圖，示出了在Z軸方向(縱向)的一個位置上的步驟S168，但是在該Z軸方向的其它位置上也分別進行步驟S168的處理。
其次，圖像處理器54進行消除噪聲的處理(步驟S170)。在圖49的例中，例如假設對于圖像縱橫方向位置1、j=0、3的判斷位置P(X(I3、y03> z03)的最佳焦點斷面位置是向外側(檢測器側)再靠近m個層的斷層面SFm的位置。這種情況下，圖像處理器54對斷面位置彼此之差進行例如閾值判斷，從而視為噪聲、屬于異常。此時，進行如下處理，例如進行平滑化使相鄰斷面之間的位置數據平滑連接，并且置換成該平滑化的新位置數據，或選擇性地使接近檢測器外側的數據優先等。還有，也可以不必進行通過這種置換的補償，而只將異常數據從處理對象消除。該異常數據排除中當然也可加入Z軸方向數據的異常。之后，圖像處理器54，結合消除噪聲的位置(即搪瓷位置)，將該結合位置的數據進行三維的平滑，制作追蹤搪瓷部分的形狀的表面圖像(步驟S171)。進一步，該圖像處理器54，將該表面圖像，作為其所有部位自動進行了最佳焦點處理的三維全景圖像、即三維自動對焦圖像PIfocus以規定視角顯示在顯示器60上(步驟S172)。由此，如圖50所示，能夠提供以規定視角觀看的、沿被測體P 口腔部的牙列構造體最清晰可見的輪廓形成的三維自動對焦圖像PIfocus。在該圖中，彎曲的馬蹄形范圍S是用于顯示三維自動對焦圖像PIfocus的范圍，實線部分表示牙列實際位置及形狀。也可以用如下方法，如A-A’線及B-B’線所示，牙莖(牙槽骨)部分或下頜竇、鄂關節、頸動脈等，保持自牙齒(主要是搪瓷)端部具有一定距離的斷層距離，從而制作斷層面進行三維斷層面投影。此時，不能保證這些部位處于最佳焦點，但作為三維全景圖像，可重建為無不適感的圖像。當然，這些部位也可以在計算最佳焦點面的方面下功夫，根據診斷目的也可以采用直接計算而使用的方法。這樣，三維自動對焦圖像PIfocus沿牙列彎曲的同時，其表面凹凸不平，通過該“凹凸不平”以像素濃淡來表示每個牙齒實際位置及其形狀(輪廓)。其它部分也可以以無不適感的圖像表現。這樣制作表示每個被測體P的牙列實際存在位置、形狀的三維自動對焦圖像PIfocus。

各種顯示處理:之后，圖像處理器54向操作者提供以其它方式觀察該三維自動對焦圖像PIfocus的機會。也就是說，圖像處理器54基于來自操作者的操作信息判斷是否以其它方式互動顯示該三維自動對焦圖像PIfocus。作為其一例，圖像處理器54判斷是否需要觀察三維自動對焦圖像(三維全景圖像)PIfocus的部分區域(圖31，步驟S60)。在該步驟S60中判斷為“是”時，進一步基于來自操作者的操作信息來判斷觀察該部分區域是在三維基準斷層面SS上進行，還是在基準面全景圖像的矩形面(二維)上進行(步驟S61)。如果在該步驟S61中判斷為使用三維基準斷層面SS時，圖像處理器54將三維自動對焦圖像PIfocus沿通過每個像素的投影方向DRx重投影在三維基準斷層面SS上(步驟S62)。圖51表示該重投影的情況。該重投影通過次像素方法執行，該次像素方法，例如用次像素區分對應的三維像素并重投影三維基準斷層面的一個像素。向該三維基準斷層面SS的重投影圖像，作為三維參照圖像PI一_3D，顯示在顯示器60上(步驟S63)。圖52表示該三維參照圖像PIpMj_3D的一例。另一方面，如果在步驟S61中判斷為使用基準面全景圖像PIst的矩形面時，圖像處理器54將三維自動對焦圖像PIfocus重投影在該矩形面、即基準面全景圖像的面上(步驟S64)。該重投影也通過眾所周知的次像素方法執行，將用次像素區分對應的三維像素并重投影標準全景圖像面的一個像素。圖53表示該重投影的概念。該重投影圖像作為二維參照圖像PIpMj-2D，顯示在顯示器60上(步驟S65)。圖54表示該二維參照圖像PIpMj-2D的一例。然后，操作者在該三維參照圖像PIpMj_3D或二維參照圖像PIpMj-2D上設定所要的例如矩形的ROI (感興趣區域)(步驟S66，參照圖52及圖54)。被該ROI指定的部分區域的圖像例如被放大，例如重疊顯示在當前顯示的三維參照圖像PIpMj-3D或二維參照圖像PIproj-2D上(步驟S67)。當然，該顯示可以是與全景圖像不同的單獨圖像，也可以是與該全景圖像的分屏顯示，還可以是模仿牙列的、由多個區域形成的一個模板中的顯示。之后，圖像處理器54根據操作信息判斷這種一連串處理是否結束(步驟S68)，該判斷為“是”時將處理返回至所述步驟S67中。與此相反，“否”時將處理返回至步驟S60中并反復進行上述處理。另一方面，在所述步驟S60中判斷不觀察部分圖像時，圖像處理器54互動判斷是否旋轉、移動及/或放大、縮小顯示目前顯示的三維自動對焦圖像PIfocus (步驟S59)。如果該判斷為“是”時，根據指令信息，對三維自動對焦圖像PIfocus進行旋轉、移動及/或放大、縮小，并顯示該圖像(步驟S70、S71)。之后，處理轉到步驟S68，并反復進行與上述同樣的處理。當然，顯示方式的種類并不限定于上述方式，例如可以采用彩色化等其它各種方式。當操作者指示結束處理時，圖像處理器54通過步驟S68、S57來結束這種處理。還有，也可以在進行上述步驟S66中的設定處理后，不必進行步驟S67中的顯示處理，而轉到步驟S69中的處理。 此時，設定的ROI與旋轉、移動、放大、縮小的圖像一同在步驟S71中顯示。如上所述，根據本實施方式，通過三維地掌握全景攝像空間的構造，可以三維地表現投影方向。從而，只要焦點聚焦在全景圖像上，則三維表現的圖像不產生變形，可以準確地構筑全景攝影圖像。由此，可以與位置確定良好與否無關地更穩定地顯示全景圖像，并且還可以用整個全景圖像制作清晰的圖像。本X射線口外攝影裝置I的掃描如以上述方式執行。因此，X射線管31及檢測器32可以在沿著接近被測體的軌跡OB移動的同時，用X射線束XB掃描牙列TR。在本實施方式的情況下，作為一例，牙列TR的前牙部的中心部的位置與檢測器32之間的距離為54mm，較為接近。進一步，X射線管21和檢測器32之間的距離，即使在通過軌跡OB的幾何學中心O的X射線束XB的路徑中也是300mm，其它X射線束的路徑的長度比其更小。因此，即便使X射線管21的管電流成為500 μ A程度的值，也能夠充分攝像。該管電流為以往的1/10以下的值。因此，被測體P的X射線受照量顯著變小。放射線管理區域限定在掃描裝置10形成的攝像空間的內部。也就是說，掃描裝置10、具體地說、軌跡體12的外側脫離放射線管理區域的規定，因此牙醫可以直接站在掃描裝置10的旁邊進行攝像。也就是說，放射線管理區域限定在更窄的范圍。這樣，可以將放射線管理區域形成為，與以往完全不同地抑制在掃描裝置10的內側即非常窄的范圍內、省空間且緊湊。然后，可以在使患者坐在治療椅子上狀態下，在治療中攝影其牙列的全景圖像。因此，對牙醫來說，使用便利性非常優良。進一步，根據上述本申請獨自的三維地高精確度地檢測對象物的實際存在位置、形狀的處理，可以提供與以往的X射線口內攝影裝置等同或其以上的高分解度的全景圖像。當然，為了慎重，也可以在攝像時用X射線屏蔽板覆蓋掃描裝置10，但這不是必須的。如上所述，可以用比以往少的X射線量進行攝像，因此即使在執行多次掃描的情況下，距X射線受照的允許量也具有余量。所以，進行預掃描而事先搜索感興趣部位，此后，還可以部分地詳細掃描該感興趣部位。患者也可以通過患者用顯示器診斷該情況，醫生也可以使用患者用顯示器進行說明并治療。這樣，可以將放射線管理區域抑制在掃描裝置這一小空間內，從而實現省空間化，在使患者坐(躺)在治療椅子上的狀態下，在治療中攝影其牙列的全景圖像。因此，可以提供使用便利性優良、且具有足夠取代X射線口內攝影裝置的程度的高分解度的三維全景圖像。安裝例:以上說明的X射線口外攝影裝置1，具體地說，可以以各種方式設置。例如也可以是，如圖55所示，經由臂201將掃描裝置10固設或可拆卸地安裝在治療椅子的靠背上。患者坐在治療椅子上的狀態下，安裝從上方吊持的掃描裝置10。在該圖55的安裝例中，進一步還通過放在患者P的肩上的肩襯墊202支承掃描裝置10。由此，患者P的顎部的定位也變得更容易。臂201安裝在帶有小腳輪的柱202上，在該柱202上安裝有計算機11及觸屏式的顯示器60及操作器61。作為該圖55的安裝例的變形，也可以是將掃描裝置10本身通過肩襯墊或頭部襯墊單獨設置在患者的肩或頭部的狀態下進行攝像。進一步，如圖56所 示，可以將掃描裝置10固定地或可拆卸地安裝在牙科用的治療椅子的頭靠部分上。進一步，由美國專利第5428660號可見，也可以構成為，在作為分體的臂裝置204的前端安裝掃描裝置10，在攝像時，能夠將該掃描裝置10定位在坐在治療椅子上的患者P的頭部周邊。該例如圖57所示。另一方面，在本實施方式中例示了使用圓形的環狀體21形成圓形軌跡OB的掃描裝置10，但提供軌跡OB的部件的形狀未必需要是圓形。例如，也可以是橢圓形，還可以是具有曲線的一部分的各種形狀。進一步，考慮到掃描的角度范圍，也可以不連接環狀體21的一部分，而呈開放狀。可以從該開放口將電源或控制所需要的軟線連接到內部的電路。而且，作為改善圖像的濃度不均的方法，也可以在重建了圖像后的處理中實施。例如，也可以沿著基準全景圖像PIst的橫向的各像素列乘上平滑的加權系數。而且，可以使用本實施方式涉及的模型來校準攝像空間的結構分析及三維圖像重建所需要的放大率等各種參數。另一方面，也可以不使用模型，而直接簡便地使用作為必要的參數而預先設計的設計值。可是，本發明涉及的放射線攝像裝置，并非限定于如上所述在牙科用X射線口外攝影裝置中實施，也可以作為使用斷層X射線攝影合成方法來三維地掌握對象物的實體形狀(位置)的裝置。
第二實施方式接著，參照圖58 圖68說明本發明的第二實施方式涉及的X射線斷層像攝影裝置。還有，對本實施方式涉及的X射線斷層像攝影裝置的構成要素中與上述第一實施方式相同或等同的構成要素賦予相同符號，并簡化或省略其說明。本實施方式涉及的X射線斷層像攝影裝置，具有用于基于斷層X射線攝影合成方法的斷層像攝影(全景攝影)的構成，并且，具有在維持其構成的狀態下、根據手術者的要求而切換為基于CT (Computed Tomography)法的斷層像攝影(X射線CT攝影)并實施該X射線CT攝影的功能。也就是說，能夠提供具有I臺2用的功能的復合系統。如圖58所示，該X射線斷層像攝影裝置300具備掃描裝置301和主體機殼302。掃描裝置301具備能夠彼此獨立地旋轉的第一、第二的兩條臂311、312。在該第一、第二臂311、312的前端部，分別以與同一條臂交叉的方式安裝有X射線管單元31U及檢測器單元32U。因此，通過第一、第二臂311、312、X射線管單元31U及檢測器單元32U，圖示那樣地形成L字狀的兩個臂部能夠繞通過旋轉中心O的中心軸CA的周圍旋轉。通過該旋轉而在兩個臂部之間形成的空間作為攝像空間IS。將躺在床或牙科用椅子上的狀態下的被測體P (患者)的顎部定位在該攝像空間IS中。還有，將中心軸CA的方 向作為直角坐標系的Z軸，沿著該Z軸定位被測體P的頭部，因此將該Z軸稱為體軸方向。X射線管單元3IU和檢測器單元32U —起將被測體P的顎部夾在中間彼此正對或傾斜對置。在X射線管單元3IU中，與第一實施方式同樣地，設置有X射線管31及準直器33。而且，在檢測器單元32U中，與第一實施方式同樣地，設置有X射線檢測器32A。第一及第二臂311、312各自的另一端被同一個支承部320可旋轉地支承，并且均能夠繞中心軸CA的周圍旋轉。該支承部320安裝在帶有小腳輪的主體機殼302上。主體機殼302在其內部具備上述計算機11及高電壓發生裝置12，而且為了與手術者的互動的對話，在其外部具備顯示器60及操作器61。進一步，在X射線管單元3IU中內置有X射線管31和準直器33，在檢測器單元32U中內置有檢測器32A。因此，由X射線管31放射的X射線被準直器33縮小其照射視野，并透過被測體P的顎部。該透過X射線由檢測器32A檢測。所以，在全景攝影模式及CT攝影模式的任一模式中，X射線管31及檢測器32A成對地繞被測體P的顎部的周圍旋轉的同時(但是，X射線管31及檢測器32A的旋轉彼此獨立地被控制)，通過X射線掃描顎部。也就是說，通過同一掃描裝置301就可以進行全景模式及CT模式的攝影。但是，為了通過同一掃描裝置301且不改變其幾何關系(從旋轉中心O分別到X射線管31 (的X射線管焦點)及檢測器32A (的檢測元件)的距離)地執行全景攝影模式和CT攝影模式，而稍微加長了從旋轉中心O到X射線管31的距離。也就是說，從旋轉中心O到檢測器32A的距離rl例如為15cm，而從旋轉中心O到X射線管31 (的X射線管焦點)的距離r2例如為21.5cm。其結果，如圖59模式表示的那樣，在旋轉中心O的周圍，檢測器32A沿著第一圓軌跡OBl旋轉，而且X射線管31沿著直徑比第一圓軌跡OBl大的第二圓軌跡0B2旋轉。具有這樣兩個圓軌跡OB1、0B2這一點，與X射線管31及檢測器32均在相同的圓軌跡OB上旋轉的第一實施方式不同。還有，也可以將使用這樣的兩個直徑不同的圓軌跡0B1、0B2的掃描裝置的構成應用于在上述第一實施方式中說明的X射線口外攝影裝置。進一步，為了使同一掃描裝置301兼具全景攝影模式和CT攝影模式，而進行準直器33對照射視野的控制、檢測器32A的姿勢變更、X射線管31和檢測器32A向被測體P的體軸方向Z的移動、以及掃描裝置301本身相對被測體顎部的位置變更。這些特征事項與后述的動作說明相關聯地適當說明。將相對于X射線管31的管電壓設定為例如70kV、將管電流設定為例如900 μ A 1.3mA，與第一實施方式同樣地，放射線管理區域被限定在掃描裝置301形成的攝像空間IS的內部。在此，對檢測器32A進行說明。檢測器32A與第一實施方式同樣地，由將X射線直接轉換為數字電量的半導體檢測器構成。在本實施方式中，通過將該半導體檢測器模塊化、并將多個(17個X4個)模塊MJ排列成二維狀，如圖60 (a) (b)所示，具有縱向長的矩形狀的有效視野(X射線入射的有效區域)。例如，提供圖60 (a)中的縱向(第一方向)L0N=14.2cm、橫向(第二方向)LAT=3.2cm的有效視野F32。多個模塊MJ被收納于箱狀的外殼 32b。對該檢測器32A，按照每個攝影模式執行準直器33的開口控制及模塊MJ的屏蔽處理。在全景攝影模式時，通過上述屏蔽處理和準直器33的開口的縮小，如圖61所示，例如能夠設定細的狹縫狀的有效視野Fpano。該有效視野Fpano為縱向L0N=10cm、橫向LAT=0.6cm。還有，如圖61的假想線KS所示那樣，也可以通過準直器33設定進一步縮短了縱向LAT的尺寸的有效視野Fpano-s。該 短的有效視野Fpano-s能夠應用于希望主要攝影顎部的上下的牙列的情況。另一方面，在CT攝影模式時，檢測器32A與全景攝影模式時相比，橫向放倒(旋轉)大致90來使用。也就是說，作為橫向長的檢測器32A使用。此時，也通過上述屏蔽處理和準直器33的開口的縮小，如圖62所示，例如能夠設定狹縫狀的兩種有效視野Fct-f和Fct-p。該有效視野Fct-f適用于對顎部的牙列整體進行CT攝影的情況，具有橫向(圖62中的縱向L0N) 14.2cm、縱向(該圖中的橫向LAT) 3.2cm的尺寸。另一方的有效視野Fct-p適用于對牙列的一部分(例如前牙部、左白齒部或右白齒部等)進行CT攝影的情況，具有橫向(縱向L0N) 7.1cm、縱向(橫向LAT) 3.2cm的尺寸。還有，在CT攝影模式時放倒(旋轉)檢測器32A的角度，也可以未必是90度或大致90度的角度，鑒于檢測器的有效視野的形狀，也可以是，放倒成相對于全景攝影模式時的檢測器的長度方向傾斜地交叉。總之，在CT攝影模式時，為了加寬照射視野來提高掃描的效率，只要可以在體軸方向上確保一定寬度以上的視野(像素區域)即可。該檢測器32A兼用于全景攝影模式和CT攝影模式。因此，在從全景攝影模式轉到CT攝影模式的情況下，需要使檢測器32A旋轉約90度。該情況如圖63所示。因此，在檢測器32A的外殼32b上，在X射線入射面的相反側設置有旋轉軸32c，并能夠以該旋轉軸32c為中心手動地或根據模式變更的指示自動地旋轉。旋轉軸32c位于檢測器32A的長度方向的中心。而且，牙科用CT攝影，僅將檢測器32A放倒(旋轉)90度是不充分的。也就是說，需要進行i )X射線管31及檢測器32A沿體軸方向Z的移動， )將檢測器32Α放倒(旋轉)90度，iii )檢測器32A向體軸方向Z的滑動，iv )掃描裝置301沿體軸方向Z的移動，及，V )掃描裝置301沿與體軸方向Z正交的面向左側或右側的移位等位置調整。這些位置變更起因于牙列的全景攝影中的幾何關系的特殊性及X射線CT攝影所需要的定位。在牙列的全景攝影中，這在第一實施方式中并未特別提及，但在X射線路徑的設定時需要始終意識到頭部存在頸椎CS (參照圖64)。為了使X射線盡量透過頸椎CS的骨頭和骨頭之間并入射到牙列TR，而考慮了這些骨頭之間的間隙的傾斜。因此，進行了 X射線管相對牙列的定位及準直器的開口控制，以使由X射線管照射的X射線的路徑成為稍微視線上移。圖64示意性地表示該情況。所以，在轉到了 CT攝影的情況下，僅使該檢測器32A單純旋轉約90度，在體軸方向Z上旋轉中心O的位置和牙列TR的位置會偏離。因此，當轉到CT攝影時，在體軸方向Z上，使配對的X射線管31和檢測器32A的位置提高規定距離Hl (例如5cm)，也就是說，向頭部側移位規定距離Hl。由此，牙列TH和旋轉中心O在體軸方向Z上的高度幾乎一致。在CT攝影中，接著，以檢測器32A的旋轉軸32c為中心使檢測器32A放倒(旋轉)約90度，從而使縱橫的關系逆轉。此后，僅使檢測器32A在體軸方向Z上下降規定距離H2(例如4.3cm),也就是說，向從頭部離開的方向移位規定距離H2。由此確定相對于CT攝影的、掃描裝置301中的檢測器32A的初始位置。而且，在CT攝影中，掃描裝置301在體軸方向Z上的移動及掃描裝置301沿與體軸方向Z正交的面向左側或右側的移位是必要的。這些移動是在攝影被測體P的牙列的部分時有效的位置微調整。在本實施方 式中，作為部分牙列的CT攝影而準備了前牙部攝影模式、左白齒部攝影模式及右白齒部攝影模式。在前牙部攝影模式時，使掃描裝置301本身向體軸方向Z的頭部側移動規定距離H3 (例如3cm)。而且，在左白齒部攝影模式時，從被測體P觀察時使掃描裝置301本身向左側平行移動規定距離H4 (例如3cm)。相反，在右臼齒部攝影模式時，從被測體P觀察時使掃描裝置301本身向右側平行移動規定距離H4 (例如3cm)。因此，在該左白齒部、右白齒部的攝影模式，盡管是同一面，但旋轉中心O的位置向左側或右側平行移動規定距離H4。通過該移動，左白齒部或右白齒部的位置更接近旋轉中心O0還有，使掃描裝置301移動，可以是按照字面意思使主體機殼302所支承的掃描裝置301移動的結構，也可以是僅使掃描裝置301的支承部320支承的第一及第二臂311、312移動。上述掃描裝置301沿著體軸方向Z及與其正交的面的移動、X射線管31及檢測器32A向體軸方向的移動、檢測器32A繞旋轉軸32b的旋轉、以及檢測器32A沿體軸方向Z的移動，通過旋轉移動機構來進行。作為該旋轉移動機構，包括能夠使支承部320沿上下方向及水平面內的縱橫向移動的機構Ml、及位于支承部320上并使第一、第二臂311、312能夠繞中心軸CA彼此獨立地旋轉的機構M2。進一步,上述旋轉移動機構包括:位于第一臂311的內部并使X射線管單元31U能夠在沿中心軸CA的方向移動的同時，能夠繞與中心軸CA平行的軸自轉的機構M3 ;及位于第二臂312的內部并使檢測器單元32U能夠在沿中心軸CA的方向移動的同時，能夠繞與中心軸CA平行的軸自轉的機構M4。這些機構Ml M4經由未圖示的驅動器而在控制器55的控制下被驅動。接著，參照圖65 圖66說明由控制器55執行的、與從全景攝影轉向CT攝影的處理。還有，該處理為，從全景攝影的狀態響應操作者的希望而轉到CT攝影。該X射線斷層像攝影裝置300采用了如下設計構思:盡管具有全景攝影及CT攝影這兩個功能，但以全景攝影的功能為基本，并在其上附加地具有CT攝影的功能。因此，說明與從全景攝影轉向CT攝影的處理。但是，也可以同等地具有全景攝影和CT攝影這兩個功能，在用戶起動X射線斷層像攝影裝置300的時刻選擇兩攝影模式的某個。還有，在從CT攝影模式返回全景攝影模式時，只要在控制器55的指令下、以與圖65中說明的順序相反的順序使X射線管31及檢測器32A返回全景攝影的初始位置即可。在圖65中，控制器55在步驟S201中根據操作者經由操作器61發出的指令信息判斷是否指令了 CT攝影模式。如果該判斷為“是”，則相當于指示了牙列整個區域CT攝影模式或部分牙列CT攝影模式的某個，因此先執行步驟S202 S204的共通處理。首先，控制器55使配對的X射線管31及檢測器32A沿著體軸方向Z向頭部方向移動規定距離Hl (例如5cm)(步驟S202)。接著，控制器55使檢測器32A旋轉90度而成為橫向(步驟S203)。接著，使檢測器32A沿著體軸方向Z在體軸方向Z上下降規定距離H2(例如4.3cm)(步驟S204)。還有，圖64的假想線表示了圖66 (d)的狀態。接著，控制器55在步驟S205中根據來自操作者的操作信息判斷CT攝影模式是否為牙列整個區域CT攝影模式。在該判斷為“是”、即為牙列整個區域CT攝影模式時，在步驟S206中，調整準直器33的開口而使X射線的照射視野與檢測器32A的X射線入射面的有效視野Fct-f —致。其次，控制器55在步驟S206中，根據來自操作者的操作信息，對掃描裝置301在體軸方向Z上的位置進行最后的微調整，從而確定攝影位置。該調整可以手動也可以自動進行。進一步，在步驟S208中設定施加到X射線管31的CT攝影用的管電壓及管電流，并轉到步驟S209。在此，指 令掃描并進行數據收集。該步驟S209的處理將在后面詳述。在上述步驟S205中判斷為“否”時，指令了部分牙列CT攝影模式。所以，控制器55根據來自操作者的操作信息，判斷指令了前牙部CT攝影模式(步驟S210)、指令了右臼齒部CT攝影模式(步驟S211中“是”)、還是指令了左白齒部CT攝影模式(步驟S211中“否”)。在指令了前牙部CT攝影模式的情況下，在步驟S212中，使掃描裝置301向體軸方向Z的頭部側移動規定距離H3 (例如3cm)。在指令了右白齒部CT攝影模式的情況下，轉到步驟S213，從被測體P觀察時使掃描裝置301本身向右側平行移動規定距離H4 (例如3cm)。相反，在指令了左白齒部CT攝影模式的情況下，轉到步驟S214，從被測體P觀察時使掃描裝置301本身向左側平行移動規定距離H4 (例如3cm)。當對這些部分CT攝影的掃描裝置301的位置微調整完成時，控制器55使該處理進入到步驟S215，以調整準直器33的開口，從而使X射線的照射視野與虛擬地設定在檢測器32A的X射線入射面上的部分有效視野Fct-p —致。此后，執行上述步驟S208、S209。還有，也可以構成為，由操作者手動進行上述處理中與步驟S202、S203、S204、S212、S213及S214執行的處理等同的操作。而且，上述距離H1、H2、H3、H4為基于被測體的體格、特別是前額部(包括牙列)的統計上的尺寸的微調整量，操作者每次可以鑒于被測體的體格而增減這些量。接著，參照圖66說明CT攝影模式中的數據收集。控制器55首先在步驟S251中，將配對的X射線管31及檢測器32A定位成在初始位置上彼此正對。當該定位完成時，通過步驟S252、S253的處理，使第一及第二臂311、312繞中心軸CA向右(或向左)旋轉例如規定角度范圍Qct (+210度或-210度)，并且在該旋轉的過程中收集檢測器32A檢測到的透過X射線的每個規定周期的幀數據，并將該幀數據臨時存儲在緩沖存儲器52中。其次，當第一及第二臂311、312到達預先規定的角度范圍Θ ct的終點位置時，控制器55在步驟S254中使它們的旋轉停止。其次，在步驟S255中，使配對的X射線管31及檢測器32A、即第一及第二臂311、312沿體軸方向Z向胸部側移動規定距離H5(例如19mm)。此后，通過步驟S256、S257的處理，使第一及第二臂311、312繞中心軸CA從上述終點位置向初始位置向右(或向左)旋轉規定角度范圍9ct (-210度或+ 210度)，并且在該旋轉的過程中、收集檢測器32A檢測到的透過X射線的每個規定周期的幀數據，并將該幀數據臨時存儲在緩沖存儲器52中。這樣執行規定角度Θ ct的往路掃描、規定距離H5的體軸方向的移動、及規定角度Θ ct的往路掃描。當該一連串的掃描結束時，第一及第二臂311、312的旋轉停止(步驟S258)。通過以上的數據收集，在牙列整個區域CT攝影模式時，如圖67 (a)、(b)所示，可以在旋轉中心O的周圍，確保覆蓋牙列整個區域的規定區域BI (例如85mmcpx38mm的高度)的攝影區域。而且，在部分牙列CT攝影模式時，如圖68 (a)、(b)所示，至少可以確保覆蓋前牙部、右臼齒部或左臼齒部的規定區域B2 (例如45mmcpx38mm的高度)的攝影區域。當掃描結束時，收集了上述三維區域BI或B2的透過數據，因此圖像處理器54可以在該收集數據中應用所需算法來重建三維CT數據。對該三維重建數據實施適當的斷面轉換處理，從而可以剪切出例如沿著牙列整個區域的斷面或沿著牙列的部分斷面的斷層
像。 上述構成要素以外的構成要素構成為與第一實施方式相同或等同。因此，本實施方式涉及的X射線口外攝影裝置，可以進行全景攝影，而另一方面，還可以通過相同裝置簡單地進行X射線CT攝影。沒有必要切換掃描裝置，因此使用便利性好，通用性高。當然，還可以同時享有上述第一實施方式的作用效果。還有，也可以將上述第二實施方式涉及的X射線斷層像攝影裝置應用于進行乳房X光攝影的CT裝置。例如，使俯臥在床上的患者的乳房部從床上所開的孔垂下，以比通常的乳房X光攝影中使用的X射線吸收少的乳房擠壓板更弱的擠壓力來夾住乳房部。由此，在固定的乳房部的周圍，使上述掃描裝置301的第一及第二臂311、312、即X射線管31及檢測器32A與前述同樣地執行規定角度范圍的旋轉(往路)、向體軸方向的移動、及規定角度范圍的旋轉(復路)。由此，可以收集乳房的斷層X射線攝影合成用或X射線CT斷層用的X射線透過數據，并可以生成用于乳房X光攝影的斷層像。而且，在患者坐著的狀態下，也可以取代頭部而定位乳房部，以比通常的乳房X光攝影中使用的X射線吸收少的乳房擠壓板更弱的擠壓力夾住該乳房部，并在該狀態下與上述同樣地掃描乳房部。由此，能夠進行與上述同樣的乳房X光攝影。此時，檢測器并非一列，通過使用多列例如3列離散地配置的檢測器或使用平面檢測器的一部，斷層X射線攝影合成的收集的投影角成為廣角。由此，也可以得到進一步提高斷層像的清晰度、且患者的X射線照射少的圖像。這樣，本發明涉及的X射線斷層攝影裝置具備的檢測器的數未必被限定為一個。多個檢測器或與其等同的平面檢測器也包含在本發明涉及的檢測器的概念中。而且，在適用于乳房X光攝影的檢測器中，將乳房側的檢測器視野與檢測器端面之間的距離減小到幾mm水平、并將檢查區域確保到其端面邊緣，這在斷層X射線攝影合成方法及X射線CT斷層法中都是重要的。所以，即使在這樣的裝置的情況下，也可以享有第二實施方式中說明的優點。產業上可利用性根據本發明涉及的X射線斷層像攝影裝置，例如可以將其適用于牙科用的全景攝影裝置。在這種情況下，可以通過將放射線管理區域限定在掃描器部分即掃描裝置中而實現小型化，在使患者坐(躺)在治療椅子上的狀態下，可以提供可以在治療中攝影其牙列的全景圖像等，使用便利性優良、并具有能夠取代X射線口內攝影裝置的程度的高分解度的全景圖像。而 且，該X射線斷層像攝影裝置除了全景攝影以外，還可以進行X射線CT攝影，因此在醫療現場的通用性高。進一步，該X射線斷層像攝影裝置不限于牙科用途，還可以適用于牙科以外的醫療用的裝置以及非破壞檢查用的裝置，可以發揮與上述同樣的可利用性。
權利要求
1.一種X射線斷層像攝影裝置，其特征在于，具備: 數據收集器，其具備:χ射線管，照射與所供給的電流值相應的量的X射線；檢測器，具有入射面，該入射面以二維方式排列響應所述X射線的多個像素而使該X射線入射，所述檢測器根據該X射線的入射而從所述多個像素按每幀輸出數字電量的數據；支承單元，提供曲線狀的軌跡，并且支承所述X射線管及所述檢測器，使該X射線管及該檢測器能夠沿該軌跡彼此獨立地移動； 移動單元，使所述X射線管及所述檢測器沿所述軌跡彼此獨立地移動，從而對被置于所述數據收集器提供的所述軌跡的內側的攝像對象，所述X射線在該攝像對象的所需斷面的掃描方向的各位置上始終以所需角度透過； 全景圖像生成單元，使用由所述數據收集器收集的所述數據，并通過斷層X射線攝影合成方法生成所述斷面的全景圖像；以及 斷層像生成單元，使用由所述數據收集器收集的所述數據和由所述全景圖像生成單元生成的所述全景圖像而生成斷層像，該斷層像中，所述攝像對象的構造體的焦點被最佳化并且抑制了由所述X射線的路徑的角度的不同引起的失真。
2.按權利要求1所述的X射線斷層像攝影裝置，其特征在于， 具備X射線量調整單元，該X射線量調整單元用于調整X射線量，以便在所述移動單元移動所述X射線管及所述檢測器的過程中，使所述X射線的每單位時間照射的X射線量在所述各位置上均勻。
3.按權利要求2所述的 X射線斷層像攝影裝置，其特征在于， 所述X射線量調整單元，由根據所述各位置調整向所述X射線管供給的所述電流值的管電流調整單元、根據所述各位置調整施加到所述X射線管的管電壓的管電壓調整單元、及根據所述各位置調整所述檢測器的所述數據的收集時間的收集時間調整單元中的至少一個構成。
4.按權利要求3所述的X射線斷層像攝影裝置，其特征在于， 所述攝像對象是被測者的顎部的牙列， 當所述X射線的路徑為經過對所述牙列進行掃描時成為陰影障礙的頸椎的路徑時，所述管電流調整單元使所述電流值大于經過其它路徑時的電流值。
5.按權利要求3或4所述的X射線斷層像攝影裝置，其特征在于， 所述攝像對象是被測者的顎部的牙列， 當所述X射線的路徑為經過對所述牙列進行掃描時成為陰影障礙的頸椎的路徑時，所述收集時間調整單元使所述收集時間長于經過其它路徑時的收集時間。
6.按權利要求1 5中任一項所述的X射線斷層像攝影裝置，其特征在于， 具備放大率補正單元，該放大率補正單元將由所述全景圖像生成單元生成的所述全景圖像中的與所述掃描方向正交的高度方向上的失真，根據該高度方向上的所述X射線相對所述斷面的放大率的、在所述掃描方向的位置間的偏差而進行補正。
7.按權利要求1 6中任一項所述的X射線斷層面攝影裝置，其特征在于， 所述數據收集器具備對由所述X射線管照射的所述X射線進行準直的準直器，該準直器能夠相對該X射線管獨立地移動， 所述移動單元具備，根據所述掃描方向的各位置上的所述X射線相對于所述斷面的透過角度使所述準直器相對于所述X射線管移動的單元。
8.按權利要求7所述的X射線斷層面攝影裝置，其特征在于， 所述準直器能夠沿與所述X射線的照射方向正交的方向移動，或能夠相對于該照射方向旋轉。
9.按權利要求1 8中任一項所述的X射線斷層像攝影裝置，其特征在于， 所述軌跡為圓形或橢圓形的軌跡。
10.按權利要求1 9中任一項所述的X射線斷層像攝影裝置，其特征在于， 所述軌跡為圓形，且能夠收容包括所述攝像對象在內的被測體的部位。
11.按權利要求10所述的X射線斷層像攝影裝置，其特征在于， 所述軌跡體提供所述軌跡，而該圓形的軌跡體的一部分處于開放狀態。
12.按權利要求1 11中任一項所述的X射線斷層像攝影裝置，其特征在于， 所述X射線管具有0.3mm以下直徑的X射線焦點，所述支承單元以所述X射線管的焦點位置和所述檢測器的入射面之間的距離成為40cm以下的方式支承所述X射線管及所述檢測器。
13.按權利要求12所述的X射線斷層像攝影裝置，其特征在于， 所述數據收集器具有X射線屏蔽單元，該X射線屏蔽單元至少在收集所述數據時對于所述X射線屏蔽所述支承單元的外側。
14.按權利要求1 13中任一項所述的X射線斷層像攝影裝置，其特征在于，所述斷層像生成單元具備: 基準面圖像重建單元，使用由所述數據收集器收集的所述數據來重建所述攝像對象的所述所需斷面的投影圖像以作為基準面圖像；以及 最佳焦點圖像制作單元，使用所述基準面圖像的數據和所述檢測器輸出的數據來制作三維的所述最佳焦點圖像。
15.按權利要求14所述的X射線斷層像攝影裝置，其特征在于， 所述所需斷面為，在所述X射線管和所述檢測器之間的空間中彎曲的矩形三維基準斷層面， 所述攝像對象為被測體的牙列， 所述基準面圖像重建單元為重建所述牙列的全景圖像的單元。
16.按權利要求15所述的X射線斷層像攝影裝置，其特征在于，所述圖像制作單元具備: 斷層面設定單元，將沿著所述三維基準斷層面的多個斷層面，設定在與該三維基準斷層面對置的方向上； 像素值運算單元，運算所述多個斷層面的各個像素值； 位置確定單元，使用所述三維基準斷層面與由所述像素值運算單元賦予了像素值的所述多個斷層面的圖像數據，來確定所述攝像部位的最佳焦點化了的取樣位置； 像素值賦予單元，對由所述位置確定單元確定的取樣位置賦予像素，該像素存在于從所述X射線管經由該 各取樣位置而注視所述檢測器的視線上并且基于所述全景圖像所對應的取樣點的像素值； 牙列決定單元，通過對由所述像素值賦予單元賦予了像素值的所述取樣位置上的所述三維基準斷層面及所述多個斷層面具有的像素值的特性進行圖案識別，來決定所述牙列；以及 異常點除去單元，除去由所述牙列決定單元決定的所述牙列的異常點。
17.按權利要求16所述的X射線斷層像攝影裝置，其特征在于，所述異常點除去單元具備: 分類單元，根據各個所述取樣點的所述頻率特性，按照表示同種特性的物質進行分類； 平滑處理單元，按照由該分類單元分類的每種物質，將該各物質平滑地連接。
18.按權利要求1 17中任一項所述的X射線斷層像攝影裝置，其特征在于， 該X射線斷層像攝影裝置具有CT圖像重建單元，該CT圖像重建單元使用由所述檢測器收集的幀數據來重建基于CT法的斷層像， 所述移動單元是使所述X射線管和所述檢測器以彼此正對的狀態在所述軌跡上移動的單元， 具有切換單元，該切換單元在希望進行CT攝影來代替所述斷層X射線攝影合成方法時，切換所述檢測器的姿勢。
19.按權利要求18所述的X射線斷層像攝影裝置，其特征在于，所述切換單元具備: 位置變更單元，使所述X射線管和所述檢測器向接近所述被測體的體軸方向的頭部的方向移動規定距離；以及 角度變更單元，變更該檢測器的角度，以使所述檢測器從對作為所述攝像對象的被測體的顎部實施所述斷層X射線攝影合成方法時的第一姿勢，轉換為對所述被測體的顎部實施所述CT法時的第二姿勢。
20.按權利要求19所述的X射線斷層像攝影裝置，其特征在于， 所述檢測器的所述入射面具有彼此正交的第一邊及第二邊， 在第一邊的方向上排列的所述像素的數量少于在所述第二邊的方向上排列的所述像素的數量， 所述角度變更單元為，變更該檢測器的角度以使所述檢測器從第一姿勢轉換為第二姿勢的單元，該第一姿勢為，對作為所述攝像對象的被測體的顎部實施所述斷層X射線攝影合成方法時所述第一邊的方向成為橫向的姿勢，而該第二姿勢為，對所述被測體的顎部實施所述CT法時所述第二邊的方向成為橫向的姿勢。
21.按權利要求19所述的X射線斷層像攝影裝置，其特征在于，所述數據收集器具有: 準直器，具有可變更的開口用于變更從所述X射線管入射到所述入射面的X射線的區域；以及 第一開口控制單元，根據所述第一姿勢及所述第二姿勢控制所述準直器的開口的面積。
22.按權利要求18 21中任一項所述的X射線斷層像攝影裝置，其特征在于， 所述軌跡包括，距所述X射線管和所述檢測器繞所述被測體的顎部周圍旋轉時的旋轉中心的直徑為規定長度的第一軌跡， 以及距該旋轉中心的直徑大于第一軌跡的直徑的第二軌跡， 所述支承單元具備:第一臂，支承所述X射線管能夠沿著所述第二軌跡移動；以及 第二臂，支承所述檢測器能夠沿著所述第一軌跡移動。
23.按權利要求22所述的X射線斷層像攝影裝置，其特征在于， 所述第一臂支承所述X射線管，使所述X射線管在與所述檢測器正對的狀態下能夠沿著所述第二軌跡移動， 所述第二臂支承所述檢測器，使所述檢測器在與所述X射線管正對的狀態下能夠沿著所述第一軌跡移動。
24.按權利要求20 23中任一項所述的X射線斷層像攝影裝置，其特征在于，具備: CT攝影模式決定單元，在進行所述CT攝影時，與操作者互動地決定對所述顎部的牙列的整個區域進行CT攝影還是對該牙列的一部分進行CT攝影；以及 第二開口控制單元，根據由該CT攝影模式決定單元決定的CT攝影方式，控制所述準直器的開口的面 積。
全文摘要
X射線斷層像攝影裝置(1)具備X射線管(31)及直接轉換型的檢測器(32)。X射線管及檢測器被支承單元(21、311、312)支承以能夠沿著曲線狀的軌跡彼此獨立旋轉。在計算機(11)的指示下執行掃描及圖像重建。以X射線始終以所需角度透過攝像對象的所需斷面的方式，使X射線管及檢測器沿著軌跡彼此獨立地移動。使用幀數據生成斷面的全景圖像，使用幀數據和全景圖像，生成位于攝像對象的構造體的焦點被最佳化且抑制了由X射線路徑的角度的不同而引起的失真的斷層像。本裝置能夠作為包括牙科用的醫療用、破壞檢查用等的機器來使用。而且還能夠具有CT攝影的功能。
文檔編號A61B6/14GK103096804SQ201180044020
公開日2013年5月8日 申請日期2011年7月13日 優先權日2010年7月13日
發明者山河勉, 辻田政廣, 勝又明敏, 尾川浩一, 青木久敏 申請人:株式會社電視系統