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圖像處理裝置及圖像處理方法.pdf

關 鍵 詞:
圖像 處理 裝置 方法
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摘要
申請專利號:

CN201280022281.X

申請日:

20120928

公開號:

CN103607951A

公開日:

20140226

當前法律狀態:

有效性:

有效

法律詳情:
IPC分類號: A61B6/00,A61B6/14 主分類號: A61B6/00,A61B6/14
申請人: 株式會社電視系統
發明人: 尾川浩一,勝又明敏,山河勉,長岡秀行,長野竜也
地址: 日本大阪府
優先權: 2011-212543
專利代理機構: 北京鴻元知識產權代理有限公司 代理人: 姜虎;陳英俊
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法律狀態
申請(專利)號:

CN201280022281.X

授權公告號:

法律狀態公告日:

法律狀態類型:

摘要

本發明提供一種在功能上搭載了圖像處理裝置的全景攝像裝置。在該裝置中,根據由所述兩個平面圖像(A、B)中各指定位置所決定的曲線,對該兩個平面圖像(A、B)全體分別進行配準處理而分別制作兩個平面圖像(fa、gb),所述配準處理是以使平面圖像(A、B)上分別設定的所述對應點形成直線并且在水平方向上一致的方式改變該直線上的每個位置的伸縮率而進行的(步驟S1~S3)。搜索該另一個平面圖像(gb),以找出構成所述一個平面圖像(fa)的多個局部區域分別與所述另一個平面圖像(gb)的哪個區域相匹配,同時制作重新配置該匹配區域圖像而成的平面圖像(hb)(步驟S4)。在平面圖像(hb)和平面圖像(fa)之間運算差異信息。

權利要求書

1.一種圖像處理裝置,通過X射線攝影裝置對被測體照射X射線,檢測出表示透過該被測體的所述X射線的透過量的數據,并且得到基于該數據而制作的兩個時間點的兩個平面圖像(A、B)之間的差異信息,其特征在于,具備:第一配準單元,根據由所述兩個平面圖像(A、B)中各指定位置所決定的曲線,對該兩個平面圖像(A、B)全體分別進行配準處理而分別制作兩個平面圖像(fa、gb),所述配準處理是以使平面圖像(A、B)上分別設定的所述對應點形成直線并且在水平方向上一致的方式改變該直線上的每個位置的伸縮率而進行的;第二配準單元,搜索該另一個平面圖像(gb),以找出構成所述第一配準單元制作的所述一個平面圖像(fa)的多個局部區域分別與所述另一個平面圖像(gb)的哪個區域相匹配,以制作對該匹配的區域圖像進行重新配置而成的平面圖像(hb);差異運算單元,對由該第二配準單元制作的平面圖像(hb)與由所述第一配準單元制作的所述一個平面圖像(fa)之間的差異信息進行運算。2.根據權利要求1所述的圖像處理裝置,其特征在于,所述第一配準單元具備:位置指定單元,與操作者之間交互地分別在所述2個平面圖像(A、B)中指定多個所述位置;曲線確定單元,確定將通過所述位置指定單元指定的多個所述位置連結而成的所述曲線;法線運算單元,運算出由所述曲線確定單元確定的所述曲線上的多個位置處的、與該曲線正交的多條法線;直線化單元,將由所述法線運算單元運算的所述多條法線在改變伸縮率的同時,排列在直線上。3.根據權利要求1或2所述的圖像處理裝置,其特征在于,所述第一配準單元包括縮放單元,所述縮放單元進行縮放,使所述兩個平面圖像(fa、fb)中的一個平面圖像(fb)橫軸方向的每個位置處的縱軸方向上的大小、與另一個平面圖像(fa)橫軸方向的每個位置處的縱軸方向上的大小一致,從而得到縱軸方向的大小經過調整的所述另一個平面圖像(gb)。4.根據權利要求1~3的任一項所述的圖像處理裝置,其特征在于,所述第二配準單元使用像素尺寸各異的多種ROI(感興趣區域),依次對所述一個平面圖像(fa)進行分割,并按照由該ROI分割的每個區域且按照該ROI的每個種類進行搜索,以找出該一個平面圖像(fa)上的該多種ROI與所述另一個平面圖像(gb)上的哪個局部部分匹配。5.根據權利要求1~4的任一項所述的圖像處理裝置,其特征在于,具備第一顯示單元,將由所述差異運算單元運算出的所述差異信息顯示在顯示器上。6.根據權利要求1~5的任一項所述的圖像處理裝置,其特征在于,具備:差異信息轉換單元,將由所述差異運算單元運算出的所述差異信息,轉換到由所述第一配準單元配準前的平面圖像(A、B)所具有的坐標系中;第二顯示單元,將由該差異信息轉換單元轉換后的所述差異信息顯示到所述顯示器上。7.根據權利要求6所述的圖像處理裝置,其特征在于,所述第二顯示單元以與所述兩個平面圖像(A、B)的任一方或雙方重疊的方式顯示到所述顯示器。8.根據權利要求1~7的任一項所述的圖像處理裝置,其特征在于,所述X射線攝影裝置具備:放射線放出源,放出所述X射線;X射線檢測器,當所述X射線入射時,以幀單位輸出與該X射線相應的數字電量的二維數據;移動單元,使所述X射線放出源與所述X射線檢測器的配對、所述X射線檢測器、或對象物的任一方相對另一方移動;數據收集單元,當通過所述移動單元使所述X射線放出源與所述X射線檢測器的配對、所述X射線檢測器、或對象物的任一方相對另一方移動時,以幀單位收集由所述X射線檢測器輸出的所述數據;圖像制作單元,使用通過所述數據收集單元于所述兩個時間點在同一對象的同一攝像部位收集的所述數據,對所述對象物的攝像部位的焦點進行最佳化,并且根據反映該攝像部位的實際位置和形狀的三維最佳焦點圖像,分別制作所述兩個時間點的關于所期望的同一斷面的所述平面圖像。9.根據權利要求1~8的任一項所述的圖像處理裝置,其特征在于,所述X射線檢測器是光子計數型檢測器,所述光子計數型檢測器將所述X射線的能量按照預先設定的多個能量區域且將該X射線作為粒子進行檢測。10.一種圖像處理方法,通過X射線攝影裝置對被測體照射X射線,檢測出表示透過該被測體的所述X射線的透過量的數據,并且得到基于該數據而制作的兩個時間點的兩個平面圖像(A、B)之間的差異信息,其特征在于,根據由所述兩個平面圖像(A、B)中各指定位置所決定的曲線,對該兩個平面圖像A、B全體各自進行配準處理而分別制作兩個平面圖像(fa、gb),所述配準處理是以使平面圖像(A、B)上分別設定的所述對應點形成直線并且在水平方向上一致的方式改變該直線上的每個位置的伸縮率而進行的;搜索該另一個平面圖像(gb),以找出構成所述一個平面圖像(fa)的多個局部區域分別與所述另一個平面圖像(gb)的哪個區域相匹配,以制作對該匹配的區域圖像進行重新配置而成的平面圖像(hb);對制作的所述平面圖像(hb)與制作的所述一個平面圖像(fa)之間的差異信息進行運算;提示所述差異信息。

說明書

技術領域

本發明涉及圖像處理裝置及圖像處理方法,其根據在不同時機對同一對象的同一攝像部位進行攝像而獲得的多個平面圖像,進行評價該部位經時變化所需的處理。

背景技術

近年來,在半導體等物體的制造現場、管線等的建設現場、機場的行李檢查、醫療現場等眾多領域進行使用X射線的物體內部構造圖像化。其中,特別是使用X射線攝像裝置和X射線CT等醫用方法獲得被測體內部的斷面圖像,在醫療研究和治療現場已經成為必需的診斷法之一。

在醫療的X射線診斷場合中,了解診斷對象即患者的攝像部位在時間上如何變化非常重要。當然,由于隨著時間推移,材料會產生劣化,該經時變化的觀察不僅限于對患者的觀察。

作為獲得該經時變化信息的一種算法,有利用非專利文獻1中示出的相位限定相關法的減法運算法。實施該減法運算法時,在攝像于不同時間的同一被測體同一部位的兩個二維或三維圖像之一圖像上,指定兩個或三個特殊位置。接著,通過求出最強相位相關,確定與該指定位置相當的另一個二維或三維圖像上的位置。在每個位置求出使如此指定和確定的兩圖像位置相互重合所需的移動向量(表示擴大·縮小、旋轉、平行移動的向量)。使用該移動向量,將一個圖像位置重合于另一個圖像,并求出兩個圖像的每個像素的差分。由此,能夠從兩個圖像求出被測體的攝像部位的經時變化。

例如,在本申請人過去申請所涉及的裝置中,已經使用了利用該相位限定相關法的減法運算(參照專利文獻1)。

在先技術文獻

專利文獻

專利文獻1:WO2011016508A1

非專利文獻

非專利文獻1:「利用相位限定相關法的掌紋認證算法、伊藤康一,另外,圖像的認識·理解研討會(MIRU2006)、2006年7月」

發明內容

發明所要解決的問題

但是,在利用相位相關限定法的減法運算的情況下,需要進行相位相關量的運算、移動向量的運算、使用該移動向量的圖像移動以及差分的運算,所以運算量非常大。為此,要求負責運算任務的計算機能力高,所以難以在實際醫療等現場使用。另外,對于如牙科X射線口內攝影的較小領域的圖像,運算上的計算量和精度合適,但是,要進一步應用于覆蓋整個牙列的牙科用全景圖像時,運算量龐大不適于使用。

特別是在牙科治療現場根據斷層X射線攝影合成方法虛擬三維地重建X射線透過數據以獲得全景圖像(也就是,沿著牙列彎曲的二維斷面圖像)的情況下,這種問題也很顯著。在該牙科治療領域中,從篩選等預防檢查到植牙治療,廣泛要求對那些經時變化進行觀察。但是,由于運算量大,獲得經時變化的信息需要花費時間。提高計算機的運算能力以應付該問題,又導致在裝置制造成本方面的難題。

進一步,在牙科治療領域中,由于無法固定放大率、以及因患者的位置和牙列的個體差異等而產生圖像模糊,因而使用以往的全景圖像根本無法讀出對同一患者同一牙列的經時變化。如果想觀察這種經時變化,需要隔著時間進行多次攝像。例如,齲齒的變化和植牙治療的情況等,需要在治療前后分別攝像。每次攝像時定位的同一患者口腔部的空間位置一般會有少許偏離。該偏離取決于操作者定位時的偏差等。但是,在以往技術中,由于所述理由,使用全景圖像幾乎不可能讀出那樣的經時變化。

本發明是鑒于所述情況而完成的,其目的在于提供一種圖像處理裝置和圖像處理方法,對CPU等硬件的運算能力要求更低,并且能夠提供涉及攝像對象的同一攝像部位經時變化的信息。

解決問題的方法

為了實現所述目的,根據本發明提供一種圖像處理裝置,其通過X射線攝影裝置對被測體照射X射線,檢測出表示透過該被測體的所述X射線透過量的數據,并且得到基于該數據而制作的兩個時間點的兩個平面圖像A、B之間的差異信息。該圖像處理裝置的特征在于,具備:第一配準(Registration)單元,根據由所述兩個平面圖像A、B中各指定位置所決定的曲線,對該兩個平面圖像A、B全體各自進行配準處理而分別制作兩個平面圖像fa、gb,所述配準處理是以使平面圖像A、B上分別設定的所述對應點形成直線并且在水平方向上一致的方式改變該直線上每個位置的伸縮率而進行的;第二配準單元,搜索該另一個平面圖像gb,以找出構成所述第一配準單元制作的所述一個平面圖像fa的多個局部區域分別與所述另一個平面圖像gb的哪個區域相匹配,并制作對該匹配的區域圖像進行重新配置而成的平面圖像hb;差異運算單元,對由該第二配準單元制作的平面圖像hb與由所述第一配準單元制作的所述一個平面圖像fa之間的差異信息進行運算。

發明效果

根據本發明,對CPU等硬件要求的運算能力更低,并且能夠提供攝像對象的同一攝像部位的經時變化相關的信息。

附圖說明

在附圖中,

圖1是表示涉及本發明第一實施方式中的、在功能上一體地搭載了圖像處理裝置的X射線全景攝像裝置的部分構成的概略斜視圖。

圖2是表示全景攝像裝置上搭載的檢測器的概要說明圖。

圖3是表示檢測器的電氣配置的框圖。

圖4是入射的X射線脈沖與用于鑒別能量的能量閾值之間的關系說明圖。

圖5是入射的X射線能量分布、光子計數值以及能量區域的關系說明圖。

圖6是表示全景攝像裝置的控制臺的電氣配置的框圖。

圖7是表示減法處理概要的流程圖。

圖8是表示減法處理的對象、即不同攝像時間點的兩個3D自動對焦圖像的圖。

圖9是表示由兩個3D自動對焦圖像制作的兩個平面圖像的圖。

圖10是在一個平面圖像上繪制作為控制點的多個點的狀態說明圖。

圖11是表示設定了將所述一個平面圖像上繪制的點平滑連結的曲線的狀態的圖。

圖12是用于縮放的伸縮率在橫軸的每個位置上的變化曲線圖。

圖13是在所述一個平面圖像設定的曲線上的各個位置上設定法線的說明圖。

圖14是將沿著所述法線的像素在橫向上直線配置而制作、并且使縱橫收縮率相互吻合的兩個平面圖像的圖。

圖15是表示按照ROI(感興趣區域)對所述直線配置的兩個平面圖像的一個圖像進行分割的狀態示意圖。

圖16是表示在所述直線配置的兩個平面圖像的另一個圖像中與所述ROI相匹配的區域的說明圖。

圖17是對所述另一個平面圖像(直線配置后)中的匹配區域進行重新配置的說明圖。

圖18是模式地說明表示作為差異信息的差分信息的差分圖像的圖。

圖19是說明涉及第一變形例的全局配準中的使用了大、中、小ROI的處理的流程圖。

圖20是對設定第一變形例中的大、中、小ROI以及搜索與該ROI相當的區域的說明圖。

圖21是說明涉及第三變形例的從直線型差分圖像向彎曲型差分圖像進行重新配置的流程圖。

圖22是模式地說明涉及第三實施方式的彎曲型差分圖像的圖。

圖23是說明涉及第五變形例的圖像處理概要的流程圖。

圖24是說明涉及第六變形例的圖像處理概要的流程圖。

圖25是說明涉及第七變形例的圖像處理概要的流程圖。

圖26是說明涉及第七變形例的圖像處理的圖。

圖27是說明涉及本發明第二實施方式的全局配準的一部分的流程圖。

圖28是說明涉及第二實施方式的圖像處理的圖。

附圖標記:

1、在功能上一體搭載圖像處理裝置的牙科用全景攝像裝置

3、控制臺???????31、X射線管

32、檢測器??????33、控制器

34、第一存儲部??35、圖像處理器

36、顯示器??????37、輸入器

40、ROM

具體實施方式

以下,參照附圖,對涉及本發明圖像處理裝置的各種實施方式及其變形例進行說明。

在本實施方式中,由于該圖像處理裝置在使用X射線的牙科用全景攝像裝置中在功能上一體地進行實施,以下,對該全景攝像裝置進行詳細說明。

(第一實施方式)

參照圖1~圖18,對涉及第一實施方式的圖像處理裝置及圖像處理方法進行說明。

還有,涉及本發明的圖像處理裝置不一定需要與那樣的攝像裝置在功能上進行一體化。例如,圖像處理裝置可以是獨立于攝像裝置的計算機。該計算機可專用于進行涉及本發明的圖像處理,也可同時進行其他處理。將由攝像裝置在不同時間對攝像對象的同一部位拍攝的多個圖像提供給計算機,對該多個圖像實施涉及本發明的圖像處理即可。另外,在以下的實施方式中,獲得了作為兩個圖像間的差異信息的差分(減法)信息,這僅僅是一個例子,只要獲取伴隨病狀變化等的“區別”信息即可。還有,也對有效利用后述配準后的圖像的形態進行說明。

圖1表示具有涉及本第一實施方式的畫像處理功能的全景攝像裝置1的概要。

該全景攝像裝置1提供以X射線掃描被測者P的顎部并從該數字量的X射線透過數據確定顎部的三維構造牙列的實際位置和形狀的3D(三維)圖像(后述的3D自動對焦圖像)。特別地,全景攝像裝置1作為基本性能,提供表示在不同時間序列的多個攝影時間點(例如相隔兩個月的兩個攝影時間點)拍攝的多個(例如兩個)3D自動對焦圖像相互間的經時變化的信息。還有,在獲取3D自動對焦圖像過程中使用斷層X射線攝影合成方法(tomosynthesis),另外,在獲取該經時變化信息的過程中,實施本發明的圖像處理方法。

(實施方式)

參照圖1~圖18,在功能上一體搭載和執行本發明的圖像處理和圖像處理方法的全景攝像裝置的優選實施方案進行說明。

圖1表示全景攝像裝置1的概要。該全景攝像裝置1具備:機架(數據收集裝置)2,收集來自被測體P的數據;控制臺3,處理收集的數據并制作圖像等,同時控制機架2的動作。

機架2具備支柱11。將該支柱延伸的長度方向稱作縱向(或上下方向:Z軸方向),與該縱向垂直相交的方向稱作橫向(沿著XY面的方向)。大致形成字狀的上下移動臂單元12在縱向可移動地設置在支柱11上。

旋轉臂單元13借助旋轉軸13D懸掛在上下移動臂單元12上,通過該旋轉軸13D圍繞Z軸方向旋轉。該旋轉臂單元13具備在下方大致形成字狀的橫臂13A以及從該橫臂13A兩端分別向下延伸的放射線源側縱臂13B和檢測側縱臂13C。旋轉軸13D是利用未圖示的電機等驅動機構的輸出功率的軸。圖中,符號14表示放置被測者P下巴的腮托。

放射線源側臂13B的下端部設置有X射線管21,從該X射線管21放射的例如作為脈沖X射線的X射線,通過該下端部設有的限束器(未圖示)進行平行校正后,透過被測者P的顎部傳導至檢測側縱臂13C(參照假象線)。具有X射線入射窗口W(例如橫5.0mm×縱145mm)的X射線檢測器22(以下稱作檢測器)設置在檢測側縱臂13C的下端部。還有,檢測器22的檢測面的尺寸例如為橫6.4mm×縱150mm。

如圖2所示,該檢測器22具有二維排列X射線攝像元件的多個檢測模塊B1~Bn,由該多個檢測單元B1~Bn構成檢測部分。多個檢測模塊B1~Bn作為相互獨立的模塊,將該模塊以規定形狀(例如矩形狀)安裝在基板(未圖示)上從而制作整個檢測器22。每個檢測模塊B1(~Bm)由將X射線直接轉換為電脈沖信號的半導體材料制作。因此,檢測器22是基于半導體的直接轉換方式的光子計數型X攝像檢測器。

如上所述,該檢測器22作為多個檢測模塊B1~Bm的集合體而形成,作為全體,其具有二維排列的收集像素Sn(n=1~N:像素數N例如為50×1450像素)(參照圖2)。各收集像素Sn的尺寸為例如200μm×200μm。

因此,檢測器22對于構成檢測器22檢測面的每個像素(收集像素)Sn(n=1~N),計算與入射X射線相應的光子(光子),以例如300fps的高幀速率輸出反映該計數值的電量的數據。該數據也稱作幀數據。

該多個收集像素Sn分別由碲化鎘半導體(CdTe半導體)、碲鋅鎘半導體(CdZnTe半導體)、硅半導體(Si半導體)、CsI等閃爍器,光電轉換器由C-MOS為等的半導體元件(傳感器)C構成。該半導體元件C分別檢測出入射的X射線,輸出與該能量值相應的脈沖電信號。也就是說,檢測器22具備二維排列多個半導體元件C的元件群,在該半導體元件C、即二維排列的多個收集像素Sn各自的輸出側具備數據收集電路51n(n=1~N)。在此,根據需要,將從各個收集像素Sn、即各個半導體元件C到各數據收集電路511(~51N)的路徑稱作收集通道CNn(n=1~N)。

還有,該半導體元件S群的構造也可以通過日本特開2000-69369號公報、日本特開2004-325183號公報、日本特開2006-101926號公報獲知。

但是,前述多個收集像素Sn的尺寸(200μm×200μm)是能夠將X射線作為光子(粒子)檢測的足夠小的值。在本實施方式中,能夠將X射線作為該粒子檢測的尺寸的定義是,“可實質上忽視放射線(例如X射線)粒子在同一位置或其近旁連續多個入射時、應對各入射的電脈沖信號間發生的重疊現象(也作堆積)或能預測該量的尺寸”。一旦發生該重疊現象,X射線粒子的“入射數對實際的測量值”的特性上產生X射線粒子的計數損失(堆積計數損失)。因此,將X射線檢測器12上形成的收集像素Sn的尺寸設定為可以視為該計數損失沒有發生或實際上沒有發生的大小、或者能夠推算計數損失量的程度。該檢測器22的特征是能夠正確測量X射線脈沖數。因此,通過執行本發明的目的即減法,能夠測量X射線吸收的變化量的絕對值。

接著,使用圖3,對檢測器22的電路連接進行說明。多個數據收集電路51n(n=1~N)分別具有電荷放大器52,用于接收由各半導體元件C輸出的模擬量的電信號,該電荷放大器52的后段具備波形整形電路53、多個比較器541~54i(此處i=3)、能量區域分配電路55、多個計數器561~56i(此處i=3),多個D/A轉換器571~57i(此處i=3)、閂鎖電路58以及串行轉換器59。

各電荷放大器52連接到各半導體元件S的各集電電極上,對響應X射線粒子的入射而被集電的電荷充電,作為電量的脈沖信號輸出。該電荷放大器52的輸出端連接到可調整增益和偏移的波形整形電路53上,根據預先調整的增益和偏移,對檢測的脈沖信號的波形進行處理并執行波形整形。考慮到由半導體元件C形成的每個收集像素Sn的電荷充電特性的不均一性以及各電路特性的偏差,對該波形整形電路53的增益和偏移進行校準。由此,能夠提高排除了不均一性的波形整形信號的輸出及與之相對的閾值的設定精度。其結果,與各收集像素Sn對應的、即從各收集通道CNn的波形整形電路53輸出的波形整形后的脈沖信號具有反映實際上入射的X射線粒子能量值的特性。因此,收集通道CNn之間的偏差得到大幅改善。

該波形整形電路53的輸出端分別連接到多個比較器541~543的比較輸入端。對該多個比較器541~543的各個基準輸入端,施加如圖4所示的各不相同的值的模擬量的閾值thi(此處i=1~3)。由此,能夠將一個脈沖信號與不同模擬量閾值th1~th3分別進行比較。該比較是為了調查入射的X射線粒子的能量值到底屬于事先分為幾塊設定的能量區域ER1~ER3的哪個區域(鑒別)。判斷脈沖信號的波高值(即表示入射X射線粒子的能量值)超過了模擬量閾值th1~th3中的哪個值。由此,被鑒別的能量區域有所不同。還有,通常將最低模擬量閾值th1設定為不檢測出干擾、由半導體元件S、電荷放大器42等電路引起的噪音、或者圖像化不需要的低能量放射線的閾值。另外,閾值的數量、即比較器的數量不一定限制為三個,可以是包括所述模擬量閾值th1部分的一個,也可以是兩個以上的多個。

具體地,從控制臺3的校準運算器38經接口32以數字值將所述模擬量閾值th1~th3賦于每個收集像素Sn、即每個收集通道。因此,比較器541~543的各個基準輸入端分別連接到四個D/A轉換器571~573的輸出端。該D/A轉換器571~573經閂鎖電路58連接到閾值接收端T1(~TN),該閾值接收端T1(~TN)連接到控制臺3的接口32。

在攝像時,閂鎖電路58將由閾值賦予器40經接口31和閾值接收端T1(~TN)賦予的數字量的閾值th1`~th3`閂鎖,并分別輸出至對應的D/A轉換器571~573。由此,D/A轉換器571~573能夠將指示的模擬量閾值th1~th3作為電壓量分別提供給比較器541~543。各收集通道CNn與從D/A轉換器57i(i=1~3)經比較器54i(i=1~3)到達計數器55i(i=1~3)的一條或多條電路系統相連。將該電路系統稱作“鑒別電路”DSi(i=1~3)。

圖5表示與該模擬量閾值thi(i=1~3)相當的能量閾值THi(i=1~3)的設定例。當然,該能量閾值THi是設定成離散形式,同時用戶可任意設定可能的鑒別值。

模擬量閾值thi是在各鑒別電路DSi中賦予比較器54i的模擬電壓,能量閾值THi是鑒別能量頻譜的X射線能量(kev)的模擬值。圖5示出的波形是表示從X射線管球放射的X射線能量的連續頻譜的一例。還有,縱軸的計數值(計數)是與同橫軸的能量值相當的光子的發生頻度成比例的量,橫軸的能量值是依存于X射線管21的管電壓的量。對于該頻譜,與能夠鑒別不需要計算X射線粒子數的區域(沒有對計算有意義的X射線信息并且存在電路噪音的區域)和低能量區域ER1的能量閾值TH1對應地,設定第一模擬量閾值th1。另外,將第二及第三模擬量閾值th2、th3設定為高于第一能量閾值TH1的值,并且按照第二、第三能量閾值TH2、TH3的順序進行設定。由此,規定基于能量的頻譜波形特性和設計值的合適的鑒別點,設定能量區域ER2、ER3。

另外,設想作為基準的一個以上的拍攝對象,決定所述能量閾值THi,使得每個能量區域在規定時間的計算值大致固定。

由此,如圖3所示,比較器541~543的輸出端連接到能量區域分配電路55。該能量區域區別電路55對多個比較器541~543的輸出、即與檢測出的X射線粒子的能量值相當的脈沖電壓與模擬量閾值th1(~th3)的比較結果進行解讀,從而進行分配以將該能量值分類到能量區域ER1~ER3的某個區域。能量區域區別電路55向計數器561~563的任一個發送對應鑒別結果的脈沖信號。例如,如果發生鑒別為能量區域ER1的事件,向第一段計數器561發送脈沖信號。如果發生鑒別為能量區域ER2的事件,向第二段計數器562發送脈沖信號。關于能量區域ER3也同樣。

因此,每當從能量區域分配電路55輸入脈沖信號到計數器561~564時,計數器561~564分別進行計數。由此,能夠對鑒別到所負責的能量區域中的能量值的X射線粒子數進行計測,以作為每隔一定時間的累計值。還有,從控制臺3的控制器33借助開始·結束端子T2,賦予計數器561~563以啟動和停止的信號。規定時間的計測由外部通過使用計數器自身具有的復位電路進行管理。

這樣,到復位之前的一定時間內,通過多個計數器561~563,按照每個收集像素Sn并且按照每個能量區域計算入射到檢測器12的X射線粒子數。該X射線粒子數的計數值作為數字量的計數數據從各個計數器561~563并列輸出后,通過串行轉換器59轉換為串行格式。該串行轉換器591串聯連接到余下所有收集通道的串行轉換器592~59N。因此,所有數字量的計數數據從最后通道的串行轉換器59N串行地輸出,并經發送端T3發送到控制臺3。在控制臺3,接口31接收那些計數數據并將其存儲到第一存儲部34。

由此,圖像處理器35根據來自輸入器37的操作者指令,讀取存儲在第一存儲部34的計數數據,使用該計數數據,通過例如斷層X射線攝影合成方法重建圖像、例如沿著牙列的某個斷面的X射線透過圖像(全景圖像)。從各收集像素Sn,得到多個能量區域ER1~ER3的計數數據。因此,在全景圖像的重建過程中,例如能量值的計數數據越高,圖像處理器35則施加越高的加權,然后相加。由此,獲得按照每個收集像素Sn收集的數據。由此,由全體收集像素Sn收集的X射線掃描的數據準備齊全,因此,根據斷層X射線攝影合成方法處理這些收集數據并重建全景圖像。例如,該全景圖像由顯示器36表示。當然,也可以不施加加權重建全景圖像。

還有,各種加權處理方式。如上所述,如果進行強調高能量區域計數數據的加權處理,能夠抑制因射束硬化引起的偽影。另外,可以進行強調低能量區來達到改善軟組織對比度的目的。為了達到抑制因射束硬化引起的偽影和改善軟組織對比度的目的,可以施加同時強調該兩個區域的加權。

另外,重疊的頸椎映入等前牙部陰影是牙科用全景裝置難以擺脫的難題,如果在重建前牙部時施加強調高能量區域計數數據的加權,則多少可以減輕頸椎的映入。另外,同樣的加權處理也可以用于減輕側面牙齒的牙列重疊,即減輕在正交攝影過程中相反側顎部的映入。進一步,想要以稍好的對比度觀察下顎管的情況下,通過施加強調低能量計數數據的加權進行重建,可以實現更鮮明的圖像化。

還有,在本實施方式中,通過ASIC在CMOS一體構成與所述N個收集像素Sn對應的半導體元件S和數據收集電路51n。當然,該數據收集電路51n可以作為與半導體元件S群不同的電路或設備而構成。

如圖6所示,控制臺3具備負責信號的輸入輸出的接口(1/F)31,還具備經總線32可通信地連接到該接口31的控制器33、第一存儲部34、圖像處理器35、顯示器36、輸入器37、校準運算器38、第二存儲部39、ROM40和閾值賦予器41。

控制器33根據由預先提供給ROM40的程序控制機架2的驅動。該控制還包括,向X線管21提供高電壓的高電壓發生裝置42的指令值的輸出,以及向校準運算器38的驅動指令。第一存儲部34存儲從機架2通過接口31送達的幀數據。

圖像處理器35在控制器33的管理下,根據由預先提供給ROM40的程序執行各種處理。該處理包括執行基于公知的稱為移位和相加(shift?and?add)運算法的斷層X射線攝影合成方法的處理。

根據該處理,使用由檢測器22輸出的基于按照不同能量區域收集的X射線光子數的計數值的幀數據,制作經過被測者P口腔部例如牙列的馬蹄形斷面的全景圖像以作為斷層圖像。該馬蹄形斷面也是虛擬三維斷面。也就是說,雖然斷面本身是二維的,但該二維斷面以三維地存在。

在本實施方式中,該全景圖像已經在WO2011013771號公報中得以公布,對沿著期望的虛擬三維斷面的全景圖像進行自動最佳對焦,即根據自動對焦的方法進行重建。該期望斷面可以是例如預先設定在牙列的標準尺寸的斷面,也可以是從該標準斷面在牙列縱深方向前進或后退的位置處的斷面。另外,也可以是傾斜斷面。

另外,由圖像處理器35執行的處理包括,獲得在不同時間攝像的例如2個全景圖像的經時變化信息的處理(減法處理)。

顯示器36顯示由斷層X射線攝影合成方法制作的全景圖像以及由減法處理取得的變化信息。另外,顯示器36還對表示機架2的動作狀況的信息以及通過輸入器37提供的操作員的操作信息進行顯示。輸入器37用于將操作員在攝像時所需信息提供給系統。

另外,校準運算器38對通過數據收集電路向每個收集像素Sn的每個能量鑒別電路提供的用于能量鑒別的數字量的閾值進行校準。第二存儲部39對通過校準在每個收集像素和每個能量鑒別電路生成的閾值的值進行存儲。

閾值賦予器41在攝像時按照每個收集像素以及每個鑒別電路調出由第二存儲部39存儲的數字量的閾值,將該閾值作為指令值通過接口31發送到檢測器22。為了執行該處理,閾值賦予器41執行預先存儲于ROM40的程序。

控制器33、圖像處理器35、校準運算器38以及閾值賦予器41各自具備根據所提供的程序進行驅動的CPU(中央處理裝置)。那些程序事先存儲在ROM40中。

接著,在本實施方式中,按照圖7表示的順序,對由圖像處理器35執行的減法處理進行說明。

當前,第一存儲部34中存儲了在不同時間點t1、t2拍攝的虛擬三維全景圖像IMA、IMB。假定該不同時間點t1、t2具有例如治療前后的2周的時間差。另外,例如圖8中模式地示出的那樣,全景圖像IMA、IMB是沿著同一患者牙列的某個同一斷面的虛擬三維圖像。

此處,在圖7的步驟S1中,根據圖像處理器35讀出那些虛擬三維全景圖像IMA、IMB的數據。在步驟S2中,將該讀出的全景圖像IMA、IMB的數據再次投影到沿著牙列基準斷層面Sref的圖像上之后,展開為二維的平面圖像A、B。

接著,由圖像處理器35對平面圖像A、B的數據進行全局配準(步驟S3)和局部配準(步驟S4)的2個階段的配準。該配準是指利用空間變換使兩個平面圖像A、B的位置一致。通過該配準,平面圖像A、B的圖像數據轉換為配準后的圖像數據,并且分別轉換為位置對準后的圖像fa、hb。計算該配準后的圖像fa、hb的差分數據(步驟S5),同時將其顯示在顯示器36上(步驟S6)。根據這一系列的步驟S3-S6,將表示同一患者的顎部在時間點t1、t2之間呈現了怎樣變化的經時變化信息進行圖像化。

以下,對步驟S3~S6的處理進行詳細說明。

(全局配準)

一開始就進行精密配準在運算量和精度方面并不實用。因此,根據全局配準,首先對平面圖像A、B進行粗略配準,在之后的局部配準過程中精密地使兩圖像的位置一致。根據處理器35,在以下的步驟S31~S36(參照圖7)中進行全局配準。

步驟S31:操作員使用鼠標等輸入器37,分別對于步驟S3的二維平面圖像A、B,繪制例如五個點(以下,稱作控制點)a0(xa0,ya0)、a1(xa1,ya1)、a2(xa2,ya2)、a3(xa3,ya3)、a4(xa4,ya4)。如圖10所示,作為一例,沿著上下牙并排的彎曲部分間隔地設定該控制點。還有,圖10只顯示了對一個平面圖像B繪制控制點的情況,另一個平面圖像A上也同樣地繪制了五個控制點。

步驟S32:接著,根據拉格朗日方程,在xa0<x<xa4的范圍內對連接控制點a0(xa0,ya0)、a1(xa1,ya1)、a2(xa2,ya2)、a3(xa3,ya3)、a4(xa4,ya4)的曲線C(x,y)進行運算。

步驟S33:接著,關于平面圖像fa上的各個控制點a0~a4,以從各控制點a0(~a4)到下一個控制點a1(~a4)的彎曲線段(幅)為基準值1,計算相對于基準值1的平面圖像fb的伸縮率。其結果為,由于求得圖12中用黑點表示的伸縮率的離散點,因此根據拉格朗日曲線對連接該離散點的曲線進行擬合。該擬合曲線中,該橫軸方向的位置i表示在平面圖像B的橫軸(X軸)方向上的各位置(像素后)相對于平面圖像A的伸縮率。因此,求出從該擬合曲線求得的橫軸方向的每個伸縮率,并進行存儲。

步驟S34:接著,分別計算與求得的曲線C(x,y)正交的多條法線N(x)(參照圖13)。法線的長度例如為在控制點上側具有50像素(pixel)、在下側具有400像素。法線N(x)為:

N(x)=[f(x,y0),f(x,y1),…,f(x,ym-1)],

其中,y0~ym-1:法線上的y坐標的值為xa0<x<xa4。

步驟S35:接著,將求得的多條法線N(x)在橫方向、即X軸方向映射為一條直線。其結果為,得到對一個平面圖像A進行全局配準后的平面圖像fa(參照圖14):

fa=[N(xa0)N(xa1+1)…N(xa4)]。

還有,關于另一個平面圖像B也同樣地執行全局配準,同樣得出平面圖像fb(參照圖14)。

步驟S36:進一步,按照已求出的每個位置的伸縮率,在該橫軸(x軸)方向對一個平面圖像fb進行伸縮。

步驟S37:同時也按照每個位置的伸縮率,對橫軸方向伸縮后的平面圖像fb在縱軸(y軸)方向進行伸縮。經過該步驟S36、S37的處理,平面圖像fb得以伸縮調整,生成最終的實施了全局配準的平面圖像gb(參照圖14)。

(局部配準)

進一步,緊接著全局配準,執行局部配準。在全局配準后的一個平面圖像fa與帶有縱橫的伸縮調整的全局配準后的另一個平面圖像gb之間,執行該局部配準。由于該局部配準也是基于圖像處理器35進行的,在步驟S41~S43(參照圖7)中表示其詳細內容。

步驟S41:首先,圖像處理器35,根據與操作員之間的交互操作,在一個平面圖像fa上區劃出網目α(u,v)(例如u=1,2,…,15;v=1,3,3),將該各個網目α(u,v)作為固定ROI(感興趣區域)進行設定的同時(參照圖15),將該ROI的特定位置作為基準點進行預先存儲。例如,該基準點對于3行的ROI列,第一行的ROI為上端中央的點,第二行的ROI為ROI的中心點,以及第三行的ROI為下端中央的點的位置(參照圖17(A))。

步驟S42:接著,由圖像處理器35,在設定于該平面圖像gb上的搜索區域中移動的同時,反復進行零均值歸一化互相關(ZNCC:Zero-mean?Normalized?Cross-Correlation)RZNCC以計算設定在一個平面圖像fa的各ROI與另一個平面圖像gb的哪個位置(區域)相對應(參照圖16)。該零均值歸一化互相關RZNCC是由下式求得的。

【數學式1】

R ZNCC = Σ j = 0 N - 1 Σ i = 0 M - 1 ( ( β ( i , j ) - β ‾ ) ( α ( i , j ) - α ‾ ) ) Σ j = 0 N - 1 Σ i = 0 M - 1 ( β ( i , j ) - β ‾ ) × Σ j = 0 N - 1 Σ i = 0 M - 1 ( α ( i , j ) - α ‾ ) ]]>

但是,在該式中,N=模板的高度,M=模板的寬度。

該零均值歸一化互相關RZNCC采用-1~+1范圍的值,在RZNCC=1時,表示設定在一個平面圖像fa的ROI的圖像與在另一個平面圖像gb上搜索的區域的圖像完全一致。

還有,發現對應位置時,也可以不采用零均值歸一化互相關,而是使用相位限定相關等基本的二維圖像的配準方法求得對應點,只是這樣會增加運算量。

對于設定在一個平面圖像fa的每一個ROI,將另一個平面圖像g上設定的搜索區域作為存在與該ROI對應區域的可能性高的區域。搜索另一個平面圖像g全體時會增加運算量,因此,設定一定尺寸的搜索區域以抑制該問題。例如,假如ROI的尺寸為100×110像素,那么搜索區域的尺寸則為160×190像素。這些ROI和搜索區域的尺寸可以根據作為對象的圖像內容來決定。

在該步驟中,在一個平面圖像fa的每個ROI上確定零均值歸一化互相關RZNCC的值最高的區域,在另一個平面圖像gb上設定與在該一個平面圖像fa上設定的基準點相對應的點。對于各ROI反復進行該設定。例如,用圖17(B)的黑點表示。

如果該零均值歸一化互相關RZNCC的值為一定值以上(例如0.9以上),可以看做該ROI與搜索區域內的本次運算的區域(與ROI同一尺寸的區域)十分匹配。

而如果RZNCC低于一定值,判斷為相關度過低,不十分匹配。這種情況下,圖像處理器35判定該設定的區域無效,對有效的兩鄰區域的移動量進行線性插值,獲得判定為無效的區域的在平面圖像gb上的位置信息。

步驟S43:接著,通過圖像處理器35并基于另一個平面圖像gb上發現的對應點,進行像素值的排列即重新配置。由此,如圖17(C)所示,生成了經過重新配置的平面圖像hb。

(差分信息的取得·顯示)

如上所述的配準結束后,在S5中,通過圖像處理器35,并基于

D(i,j)=log{Ar(i,j)/Br(i,j)}

運算差分數據D(i,j)。在此,Ar(i,j)表示一個平面圖像fa的各像素值,Br(i,j)表示另一個平面圖像hb的各像素值。

進一步,根據顯示器36顯示基于該差分數據D(i,j)的差分圖像C。該顯示例表示為圖18。如圖18所示,差分圖像C描繪出攝像時間點t1~t2之間的變化信息Ta。

以上,根據涉及本實施方式的全景攝像裝置,對CPU的運算能力要求較低的同時,能夠提供關于攝像對象的同一攝像部位的時間變化的信息。

具體為,能夠評價齲齒和牙槽濃漏的經時變化。可以追蹤植牙治療埋設物的埋設位置的經時變化。進一步,能夠靈敏地描繪出牙根部的病灶。進一步,能夠靈敏地并且定量地掌握支撐牙列的骨頭的侵蝕狀況。另一方面,能夠檢測出以往全景圖像的缺點、即側方牙的重合部分的齲齒等,也能夠基于進行自動對焦時使用的斷層位置信息來提供,該齲齒等病變存在于重合部分的哪些牙齒上的信息。

該差分處理給醫生和檢查技師診斷上提供了極其有效的信息。例如,能夠在裝置和圖像解析者之間交互地進行圖像解析。因此,不僅對現階段的治療有效,在牙的定期健康檢查等預防醫學方面也發揮著重大作用。

(變形例)

本發明的圖像處理裝置以及圖像處理方法并不限定于上述的實施方式,可展開為以下所記載的變形例中的各種方式。

(第一變形例)

第一變形例涉及在前述局部配準的步驟S42中運算的零均值歸一化互相關RZNCC的對象區域的設定方法。參照圖19~圖20對該變形例進行說明。

圖像處理器35使用像素尺寸各異的大中小三種ROI即ROIL、ROIM、ROIS,進行如圖19所示的三階段的鎖定型搜索。大ROIL的像素尺寸例如為100×110像素、中ROIM的像素尺寸例如為50×55像素、小ROIS的像素尺寸例如為25×28像素。

首先,利用大ROIL,對一個平面圖像fa進行分割。然后,在另一個平面圖像gb上一邊設定與該ROIL對應的區域,一邊搜索基于前述零均值歸一化互相關RZNCC的最優匹配區域(步驟S4A)。分別對分割平面圖像fa的多個ROIL進行該搜索。在進行該搜索時,也可以在平面圖像gb上限定搜索區域。

接著,圖像處理器35利用中ROIM,對平面圖像fa進行分割。然后,在另一個平面圖像gb上的基于所述大ROIL搜索出的最優匹配區域的附近(該區域的內側、端部、或超過端部的部分)設定與該ROIM對應的區域,并搜索基于前述零均值歸一化互相關RZNCC的最優匹配區域(步驟S4B)。分別對分割平面圖像fa而成的多個ROIM進行該搜索。

接著,圖像處理器35利用小ROIS,對一個平面圖像fa進行分割。然后,在另一個平面圖像gb上的基于所述中ROIM搜索出的最優匹配區域的附近(該區域的內側、端部、或超過端部的部分)設定與該ROIS對應的區域,并搜索基于前述零均值歸一化互相關RZNCC的最優匹配區域(步驟S4C)。分別對分割平面圖像fa而成的多個ROIS進行該搜索。

其結果,根據在步驟S4C中由小ROIS搜索出的區域,在另一個平面圖像gb上設定與在一個平面圖像fa上設定的基準點對應的點。之后的處理與前述相同。

該第一變形例的情況下,也能夠得到與前述實施方式的圖像處理同等的作用效果。加之,由于逐漸減小ROI的尺寸來縮小匹配度高的區域,因此,進一步提高了作為比較對象的兩個平面圖像之間的匹配精度。

還有,ROI的尺寸變更可以是使用大ROI和小ROI兩種,也可以使用4種以上尺寸的ROI。

(第二變形例)

第二變形例涉及作為提取經時變化信息的對象的全景圖像的數量。在前述實施方式中,選擇了兩個3D自動對焦圖像作為提取3D自動對焦圖像的經時變化的對象,也可以將攝像于三個不同時間點的三兩個以上3D自動對焦圖像作為對象。在這種情況下,首先在第一、第二3D自動對焦圖像間提取經時變化,接著,在第二、第三的3D自動對焦圖像間提取經時變化。由此,可以得到攝像時間點向第二、第三時間點變化的經時變化信息。

(第三變形例)

第三變形例涉及包括變化信息的圖像的提示方法。

如圖10所述,通常牙科醫生觀察彎曲描繪的牙列全景圖像并進行解讀的情況比較多。也就是說,最習慣于那樣的彎曲牙列全景圖像的圖像解析。

在此,牙科醫生期望從牙列直線型差分圖像C獲取牙列彎曲型差分圖像Ccurve的情況下(圖21、步驟S21),圖像處理器35根據多數對應點的位置關系信息,將牙列直線型差分圖像C的像素數據反向配置到牙列彎曲型差分圖像Ccurve的像素數據(步驟S22)。進一步,如圖22所示,將該差分圖像Ccurve顯示到顯示器36(步驟S23)。

由此,牙科醫生可以觀察熟悉的牙列彎曲型圖像進行解讀,因此能夠減輕牙科醫生的勞力。

另外,如果換個角度看,變換為牙列直線型圖像的行為以及正確進行配準的行為表示按照不同個體進行歸一化配置,從別的觀點來看,提取圖像的特征時,有可能會簡化該提取算法,因而應用范圍廣泛。

(第四變形例)

另外,根據前述實施方式,提取基于差分的變化信息的對象、即兩個3D自動對焦圖像IMA、IMB按照原樣如上所述地進行減法處理。但是,第四變形例中,作為減法處理的預處理,也可以在三維空間事先對兩個3D自動對焦圖像IMA、IMB粗略地進行位置對準,之后進行減法處理。

(第五變形例)

另外,作為第五變形例,也可以通過僅實施配準的方式對前述的圖像裝置和圖像處理方法進行變形。也就是說,說到前述實施方式的例子,在圖像處理器35進行圖7的順序中,不執行步驟S5的處理,得到在那之前的經過配準、即歸一化的兩個平面圖像fa和平面圖像gb。將由此得到的配準后的圖像(兩個平面圖像fa和平面圖像gb的任一方或雙方)顯示在例如顯示器36(圖23、步驟S10)。還有,圖23中步驟S1~S4與圖7中的步驟S1~S4為同一處理。

(第六變形例)

進一步,圖24表示第六變形例。通過反復進行前述配準,能夠得到兩個以上的平面圖像,可從那些平面圖像的差異信息檢測出牙列的牙周病等。通過配準,多個平面圖像的位置相互被高精度地歸一化,所以,設定在那些圖像的同一位置處的ROI高精度地指出了被測體的同一部位。因此,在那些多個ROI部位相互間,容易獲得相關值、X射線光子數(計數值)的變化信息、射束硬化的變化信息等作為差異信息(圖24、步驟S21)。該差異信息通過例如顯示器36提示給圖像解析者(圖24、步驟S21)。還有,圖24中步驟S1~S4與圖7中步驟S1~S4為同一處理。從該差異信息能了解病狀的變化。也就是說,在本發明中說到的配準后的差異信息不限定于前述差分,還包含各種各樣的變化信息。

(第七變形例)

圖25和圖26表示第七變形例。該變形例涉及一種有效利用涉及本發明的基于配準的歸一化效果的方法。具體為,更鮮明地提取牙的輪廓并根據該輪廓部分正確地設定ROI(感興趣區域)的方法。

牙周病(牙齦炎、牙周炎)作為牙輪廓部分發生的代表性炎癥為人所知。牙周病嚴重發展的情況下,通過目視觀察或以往的全景攝影進行判斷。但是,除非能判定牙槽骨和牙周膜的內部物質的狀態,否則很難弄清楚炎癥發生以前的是否會發展為牙齦炎的狀態。也就是說,需要弄清楚構成牙的牙骨質、牙周膜、牙齦、牙槽骨的物質的同化程度。因此,更高精度地在那些部分分別設定ROI,從而確定該各ROI內的局部物質。通常,很難通過目視判定全景圖像中的牙和牙齦(牙槽骨)的邊界部分。

因此,在本變形例中,使用前述的經過配準的圖像,使所述邊界部分更鮮明。由此,例如為了預知和檢測出牙周病,能夠更高精度地設定ROI。

圖25表示的流程圖是由圖像處理器35執行的,其步驟S1~S4的處理與圖7的步驟S1~S4相同。配準結束后,圖像處理器35對兩個平面圖像fa、hb中的一個圖像(參照圖26(A))進行ROI設定的預處理(步驟S30)。具體為,如圖26(B)所示,將像素向左右任意一方錯開相當于牙周膜厚度(例如500μm)的距離(例如3像素),并對像素值進行差分。由此,牙的輪廓變得清晰(參照圖26(C))。

在這種狀態下,圖像解析者在牙的輪廓部分設定例如三個矩形狀的ROI:ROIn1、ROIn2、ROIn3(步驟S31:參照圖26(D))。這時,由于牙輪廓變得更清晰,能夠在牙齦(牙槽骨)、牙周膜、牙骨質各自的部分,位置精度更好地設定ROI:ROIn1、ROIn2、ROIn3。

接著,確定該ROI部分的物質(步驟S32)。該確定可以使用公知方法。另外,也可以使用由對于物質的X射線的吸收信息與基于物質的X射線光束硬化信息構成的散布圖。

根據該變形例,能夠更高精度地設定用于早期預知和檢測牙周病等炎癥的ROI,因此,這種預知和檢測的精度也提高。另外,能夠更加有效地利用本發明的配準。還有,可以對所述第一~第七變形例相互適當地組合以實施。

(第二實施方式)

接著,參照圖27和圖28,對本發明的第二實施方式進行說明。在本實施方式中,對與第一實施方式的記載同一或同等的構成要素和處理,使用同一符號,并省略該說明。

涉及這個第二實施方式的圖像處理,更高精度地進行第一實施方式中說明的全局配準。因此,其特征在于,本實施方式的全局配準在前述多個控制點a0~a4以外,還使用了多個輔助點。

如圖27所示,在該全局配準中,圖像處理器35與操作員之間交互地在沿著牙列的五個控制點a0~a4以外,還設定了四個輔助點α1~α4(步驟S40:參照圖28(A))。

其中,五個控制點a0~a4在上下牙列之間,并且位于上側牙列的指定牙的各自下端部的寬度方向的大致中心位置。在這五個控制點a0~a4中,兩端的控制點a0、a4設置在前數第七顆或第八顆的左右第三大臼齒各自下端中央。對此,輔助點α1~α4中,兩端的輔助點α1、α4也設定在第三大臼齒的根部。

另外,五個控制點a0~a4中,分別位于左右第二的兩個控制點a1、a3同樣地設定在前數第三顆的左右兩顆犬牙上。四個輔助點α1~α4中位于正中的兩個輔助點α2、α3也同樣地設定在犬牙上。五個控制點a0~a4中位于正中的控制點a2設定在牙列的大致中央處。

在此,通常臼齒的變形比門齒大,使用輔助點是為了通過更正確地進行臼齒配準以提高全體配準的精度。因此,兩端的控制點a0、a4和輔助點α1、α4設定在最靠里的臼齒上即可,當沒有第三大臼齒的情況下也可設定在第二大臼齒上。在沒有第二大臼齒的情況下也可設定在第一大臼齒上。另外,從設定輔助點的意義來看,四個輔助點α1~α4中、設定在臼齒上的左右兩端的輔助點α1、α4不可缺少。但是,在某些情況下,設定在犬齒上的中央部的兩個輔助點α2、α3可以不設定。還有,優選將配對的輔助點和控制點設定在同一顆牙齒上。

接著,與第一實施方式中的處理同樣,圖像處理器35根據拉格朗日曲線對五個控制點a0~a4描出的曲線進行擬合(參照圖28(B)),通過移動像素使圖像變形(步驟S41),從而使得該曲線直線化(參照圖28(C))。接著,如α1`、α2`、α3`、α4`所示,圖像處理器35通過移動像素使圖像變形(步驟S42),從而使得擬合的直線Lst與連結點a0、α1的直線Ln1、連結點a1、α2的直線Ln2、連結點a3、α3的直線Ln3以及連結點a4、α4的曲線Ln4分別正交(參照圖28(C))。還有,在所述圖像變形處理中,根據來自于伴隨該控制點和輔助點移動的移動量,通過插補確定控制點和輔助點以外各點(像素)的移動量和移動方向。

與第一實施方式的說明同樣,根據伸縮率對經過所述處理的平面圖像A(B)進行處理(步驟S33~步驟S37),生成差分圖像。還有,該第二實施方式中的步驟S33~S36中作為對象的線,是已經變直的直線Lst(參照圖28(C))。

當然,以下側牙列為中心進行觀察的情況下,下側牙根部的設定與前述設定相同。

其他構成和處理與第一實施方式相同或相等。因此,根據該實施方式,在第一實施方式中得到的作用效果以外,也能得到基于使用輔助點α1~α4(或輔助點α1、α4)的獨特作用效果。也就是說,與僅使用控制點a0~a4的情況相比,能夠精確地對準從左右牙的頂端到根部的位置。因此,配準的位置精度進一步提高,差分信息的可靠性也進一步提高。

還有,在所述實施方式和變形中,對處理對象為牙列的情況進行了說明,但是該對象也可以是顎部的其他部位。另外,該對象也可以使被測體的關節等其他部位。

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本文標題:圖像處理裝置及圖像處理方法.pdf
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