(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
歯科用画像生成システムの画像データを処理するための方法であって、
二次元画像データを生成する第１の画像生成ユニット（２０５、２１０）と、三次元画像データを生成する第２の画像生成ユニット（２５０、２５５）とを備え、
調べられるオブジェクト（２２０、２２２）のために、前記画像生成システムが、二次元画像データおよび三次元画像データの両方を提供し、
前記二次元画像データおよび前記三次元画像データが、互いにマージされ、
前記三次元画像データが、幾何学的撮像条件に基づいて画像処理オペレータによりマージされ、前記マージングの結果として生じる前記画像データが視覚化され、
前記マージングが、二次元／三次元レジストレーションに基づいて幾何学的に実施され、検出器および放射源の位置と向きとの間の相関関係が、調べられる三次元オブジェクトに関連して算出され、およびプロファイル深度が、前記放射源から所与の画像ポイントまでのビーム経路におけるどのオブジェクトがどのようなコントリビューションであるのかを定めるために、プロファイル深度変化に基づいて算出されることを特徴とする歯科用画像生成システムの画像データを処理するための方法。
【請求項２】
前記二次元および前記三次元画像データのマージングのために、三次元空間における画像ポイントが、二次元投影表面上の画像ポイントに割り当てられることを特徴とする請求項１に記載の方法。
【請求項３】
歯科用画像生成システムの画像データを処理するための方法であって、
二次元画像データを生成する第１の画像生成ユニット（２０５、２１０）と、三次元画像データを生成する第２の画像生成ユニット（２５０、２５５）とを備え、
調べられるオブジェクト（２２０、２２２）のために、前記画像生成システムが、二次元画像データおよび三次元画像データの両方を提供し、
前記二次元画像データおよび前記三次元画像データが、互いにマージされ、
前記二次元および前記三次元画像データのマージングのために、三次元空間における画像ポイントが、二次元投影表面上の画像ポイントに割り当てられ、
前記画像ポイントから形成されおよび前記二次元投影表面への最大コインシデンスをもつ少なくとも１つの画像領域が、オプティマイザによっておよび品質測度（２２０、２２２）に基づいて前記三次元空間において特定されることを特徴とする歯科用画像生成システムの画像データを処理するための方法。
【請求項４】
前記三次元画像データが、幾何学的撮像条件に基づいて画像処理オペレータによりマージされ、前記マージングの結果として生じる前記画像データが視覚化されることを特徴とする請求項３に記載の方法。
【請求項５】
前記マージングが、二次元／三次元レジストレーションに基づいて幾何学的に実施され、検出器および放射源の位置と向きとの間の相関関係が、調べられる三次元オブジェクトに関連して算出され、およびプロファイル深度が、前記放射源から所与の画像ポイントまでのビーム経路におけるどのオブジェクトがどのようなコントリビューションであるのかを定めるために、プロファイル深度変化に基づいて算出されることを特徴とする請求項４に記載の方法。
【請求項６】
前記二次元投影表面への最大コントリビューションをもつ画像領域の前記特定において、三次元画像要素が数的表現され、前記画像生成システムの放射源と前記画像生成ユニット（２０５、２１０、２５０、２５５）との間の特定の距離での仮想ビーム経路に位置されることを特徴とする請求項３〜５のいずれか１項に記載の方法。
【請求項７】
前記数的表現において、最大コントリビューションをもつ画像要素または最大コントリビューションをもつ画像要素の特定のグループが特定されることを特徴とする請求項６に記載の方法。
【請求項８】
画像生成の間少なくとも１つの画像領域（２２８）に存在しおよび放射源（２１０）によって生成されるビームに影響を与える少なくとも１つの構成物が、前記三次元画像データを使用して後で前記二次元画像データから取り除かれることを特徴とする請求項３〜７のいずれか１項に記載の方法。
【請求項９】
前記二次元画像データのマージングのために、事前にセット可能なビーム経路に置かれるすべての体積要素の仮想投影の事前にセット可能なプロファイル深度のための前記二次元画像データの画像コンテンツが、前記事前にセット可能なプロファイル深度から取り除かれることを特徴とする請求項１〜８のいずれか１項に記載の方法。
【請求項１０】
前記体積要素の前記数的表現が、放射インテグラルφ（ｉ）に基づいて実施され、前記ビーム経路（２２４）に沿って配置された体積要素（２２５）による影響を受ける前記放射源（２１０）によって放射された前記ビームの放射吸収が、減衰の法則に基づいて前記検出器（２０５）の考慮される角度セグメントφ（２２３）について算出されることを特徴とする請求項９に記載の方法。
【請求項１１】
前記三次元画像データをマージするために、放射源の特定のビーム経路についての前記二次元画像データの画像コンテンツが、フィルタ補正逆投影法に基づいて算出されることを特徴とする請求項１〜９のいずれか１項に記載の方法。
【請求項１２】
前記二次元画像データの画像生成の間存在する放射源（４００）によって生成されるビームの光軸（４１０）に対する放射検出器（４００）の傾斜（４１５、４２０）が、三次元画像データ（４２５）に基づいて遠近補正によって補正されることを特徴とする請求項１〜１１のいずれか１項に記載の方法。
【請求項１３】
二次元画像に最大コントリビューションを提供する、三次元画像データによって表される三次元画像の特定の画像領域または画像領域の特定のグループが、前記二次元画像における縮尺に合致する測定のために測定空間として使用されることを特徴とする請求項８〜１１のいずれか１項に記載の方法。
【請求項１４】
投影方向に垂直な三次元画像データの空間的な解像度を向上させるために、前記三次元画像データが高解像度の二次元画像データとマージされることを特徴とする請求項１〜７のいずれかに記載の方法。
【請求項１５】
画像処理オペレータが、ブレンディング、加算もしくは減算によって、重み付け加算もしくは重み付け減算によって、またはその組合せによって、前記二次元画像データと前記三次元画像データとをマージするために設けられることを特徴とする請求項１〜１４のいずれか１項に記載の方法。
【請求項１６】
請求項１〜１５のいずれか１項に記載の方法のすべてのステップを実施するように構成されるコンピュータプログラム。
【請求項１７】
請求項１６に記載のコンピュータプログラムが格納される、機械可読データキャリア。
【請求項１８】
請求項１〜１５のいずれか１項に記載の方法によって制御されるように構成される歯科用画像生成システム。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、歯科医学で使用される画像生成または画像表示システムに関し、具体的には、そのようなシステムを使用して得られた画像データの画像向上のための方法に関する。本発明はさらに、本発明に従ってその方法により実施され得る、コンピュータプログラム、コンピュータプログラムを格納するための機械可読データキャリア、および画像生成または画像表示システムに関する。
【背景技術】
【０００２】
現代の画像生成システム、具体的には、歯科医学または歯科医術で使用される現代の画像生成システムは、三次元のオブジェクト（３Ｄ）としての画像であり、ならびにユーザまたはビュアーそれぞれのために処理されおよび表示されるべきオブジェクトを表す、画像データまたはボリュームデータを生成する。治療されるオブジェクト、例えば、人間の顎または歯の得られる三次元画像データを、手術前または手術中に使用することが可能になるので、診断し、またこの先の医療処置の計画を立てることができる。
【０００３】
それ自体で知られているデジタルボリュームトモグラフィ（ＤＶＴ）は、すでに歯科医術で使用されている。それはコーン形ビームを使用し、Ｘ線を使用する三次元の撮像トモグラフィ方法を示し、断面図を生成する。デジタルＸ線撮影の場合のように、ＤＶＴはまた、横たわっている、座っているまたは立っている患者の周りで回転する、Ｘ線管センサおよび正反対のデジタル撮像センサまたはＸ線感光シンチレータ層を用いる検出器を使用する。一般にファン角で１８０〜３６０度回転するＸ線管は、コーン形で一般にパルス状のＸ線ビームを放射する。
【０００４】
Ｘ線管が回転している間、複数の二次元トモグラム（すなわち、断層再構成からの個々のスライス）が取得され、三次元画像データセットが、これらのＸ線画像から得られる。Ｘ線放射は、三次元の調査範囲を貫通し、二次元Ｘ線投影としての減衰したグレースケールＸ線画像を生成する。
【０００５】
三次元画像データは、通常、従来の平坦なスクリーン上に、したがって、二次元（２Ｄ）のみにおいて表示される。しかし、手術の間、それぞれ二次元において、オブジェクトを通る３つの直交の部分を、同時に表示する技術が知られている。ポインターデバイスを利用して、オペレータは、直交の部分のそれぞれの位置またはその部分の深度を特定するオプションを有する。他の表示オプションは、定義された面上の三次元画像データおよびこの面の次の二次元表現の投影である。
【０００６】
周知な方法の不都合な点は、個々のボリューム情報が投影方向で前記ビームコーンを超えて平均化されるので、詳細な情報が、そのような面上の三次元画像データのすべての投影において失われることである。結果として、調べられるそれぞれのオブジェクトに属さないボリューム情報が、前記二次元表現にも含まれる。
【０００７】
比較的低い空間的解像度をもつ投影が、全体の画像として表示されることにより、ビュアーに全体像を提供することができる、本明細書での考慮における画像生成システムの三次元画像データを表示するための方法は、ＤＥ１０３３８１４５Ａ１から周知である。ユーザはまた、投影から画像の部分を選択し、その画像の部分におけるより高品質できめ細かな画像を表示するための、オプションが与えられる。したがって、ユーザは、それがオブジェクトの中にあることを特定し、画像の選択された部分に関する追加的な詳細な情報も受け取ることができる。
【０００８】
したがって、サブエリアは前記投影から選択され、および詳細な画像がサブエリア内に生成され、画像データの記憶されたデータに直接的にまたは間接的にアクセスすることによって、画像が生成される。詳細な画像は、それが投影の情報コンテンツとは異なる情報コンテンツを含むと特徴付けられ、増大した情報コンテンツが、例えば、解像度および／または視野角に関連することができる。ついで、詳細な画像は、ユーザによって選択されたサブエリアのフレームワーク内のスクリーン上に表示される。したがって、ユーザは、ピクチャインピクチャで見る。
【０００９】
考察における二次元（２Ｄ）画像データが、例えば、それぞれの患者の口腔内に配置されたＸ線検出器および口腔の外側に配置されたＸ線源によって口腔内で生成された画像を得ることにより、Ｘ線撮像で生成される。
【００１０】
本発明の課題は、存在する二次元および／または三次元画像データの画質、表示の品質または情報コンテンツの増大を向上させるための方法によって、詳細には、画像データの生成に影響を与えまたは画像データの生成を歪ませる放射源のビーム経路内の構成物またはオブジェクトを、入手した画像データから後で取り除くことができることを明示することである。
【発明の概要】
【００１１】
特に、歯科医学の分野において、本発明の根底にある考えは、口腔内のＸ線撮影により生成される二次元画像データ（いわゆる”ＩＯ画像”）を、例えば、前記デジタルボリュームトモグラフィ（ＤＶＴ）によって生成された三次元画像データと、特に画質を向上させるために、片手で組み合わせること、すなわち、片手でマージすることである。具体的には、二次元画像データの画質または表示の品質を、マージングにより向上することができる。一方で、根底にある考えはまた、逆に言えば、前記デジタルボリュームトモグラフィ（ＤＶＴ）を用いて生成された三次元画像データを、例えば、口腔内Ｘ線撮影によって生成された二次元画像データに、具体的には、三次元画像データの画質または表示の品質が向上するような方法で、と結合するまたはマージすることである。
【００１２】
同様に、特に実行できる三次元画像データの画質における向上は、詳細には、三次元画像データについては、二次元画像データの比較的高い解像度から得られ、同様に、二次元画像データの場合には、特に二次元画像データについて三次元画像データのより高い深さ分解能の理由により、得られる。
【００１３】
さらに、前記画像データセットの一方からそれぞれの他の画像データセットの品質についての結論を描き、ついで、必要に応じ画質を向上するために、画像データに適宜変更または補正を実施することが可能であるべきである。
【００１４】
歯科用画像生成システムの画像データを処理するための、詳細には、画質を向上させるための本発明による方法は、二次元画像データを生成するための第１の画像生成ユニットと、三次元画像データを生成するための第２の画像生成ユニットとを含み、画像生成システムは、調べられるオブジェクトのために二次元画像データおよび三次元画像データの両方を提供し、詳細には、可能な限りアプリケーションフォーカスな方法で、幾何学的な撮像条件に基づいて、前記口腔内に生成された二次元Ｘ線画像を、ＤＶＴによって得られた三次元画像とマージし、ならびに、ユーザのために、詳細には、治療を行う医師のために加算した診断値を作成するように、マージングの結果として生じた結合した情報またはデータを視覚化することを行うようにする。
【００１５】
２つの用語「第１の画像生成ユニット」および「第２の画像生成ユニット」は、機能的な認識においてのみ理解されるべきであり、これら２つの機能的なユニットはまた、１つの単一の画像生成ユニットにおいて物理的に実現され得、すなわち、それらは機能的にまたは空間的に別々の方法で構成されまたは配置されるべき必要はないことに留意されたい。したがって、これら２つの画像生成ユニットの内の１つは、それぞれの他の画像生成ユニットの修正された動作モードによって実現され得る。さらに、２つの画像生成ユニットは、同じ画像生成システムの一部である必要はなく、むしろ異なる位置に配置されまたは異なる位置で使用され得、例えば、種々の歯科治療において、それぞれの生成画像データが画像生成システムにおいて後で結合され得る。
【００１６】
前記画像を向上させることとは、画質、例えば、画像の鮮鋭度、画像の解像度、画像コントラストの向上、および画像アーチファクトの除去もしくは削減、または画像データの情報コンテンツ、例えば、深度情報、画像の直交性に関する情報もしくは画像コンテンツの実行可能な歪曲補正に関する情報の向上に言及することができることもまた留意すべきである。
【００１７】
二次元および三次元画像データの前記マージングは幾何学的に行い、好ましくは、二次元／三次元レジストレーション（P. Markelj, D. Tomazevic, B. Likar, and F. Pernus, "A review of 3D/2D registration methods for image-guided interventions," Medical Image Analysis, Vol. in press, corrected proof.）の周知な方法自体によって行い、好ましくは、自動化した手法で行われる。遠近法的に正しい二次元／三次元レジストレーションによって、二次元収集幾何学構成の間の関係（すなわち、検出器およびソースの位置および向き）は、三次元オブジェクトと関連して算出される。
【００１８】
この関係が分かれば、ソースから所与の画像ポイント（ピクセル）までのビーム経路におけるどのオブジェクトが、どのようなコントリビューションであるのかが定められ得る。別の言い方をすると、三次元情報に基づいて、ビーム経路に沿ったすべての値が、最後の投影画像についての特定の深度に設定され得る。本発明により修正されおよびプロファイル深度変化として以下に言及されるこのマージングが、ユーザにより手動で、例えば、遠近法的に正しい形およびどのコントリビューションが情報コンテンツを有するかを判断するために検出器の特定された位置に平行に仮想検出層を移すことで、実施され得る。最も重要なコントリビューション（例えば、歯エナメル）をもつ層の（プロファイルの）自動化した移動または配置も実行可能である。最も重要なコントリビューションをもつ層の配置は、好ましくは、統計的な相関関係、例えば、相互相関関係または互いの情報によって実施され得る。
【００１９】
設計例が参照により以下に記載されるように、二次元および三次元画像データの幾何学的なマージングの間、三次元（３Ｄ）空間における画像ポイントが、二次元（２Ｄ）投影表面の画像ポイントに割り当てられ得る。二次元空間における前記画像ポイントおよび三次元空間における前記画像ポイントはまた、画像領域上のポイントを表し、面、湾曲した表面または平らな個々のポイントまたはポイントクラウドが含まれ得る。画像領域は、好ましくは、平らな表面である。
【００２０】
したがって、プロファイル深度は、画像面ｚ１、ｚ２、ｚ３などおよび検出器面ｚ０に応じる関係ｚ０−ｚ１−ｚ２−ｚ３による、引用される方法のプロファイル深度変化を使用して算出され得る。取得される特定のオブジェクトについては、そのようなプロファイル深度は、例えば、ｉ＝１、２または３であるｚ０−ｚｉであることができ、または、検出器面ｚ０から種々の距離に配置される複数のオブジェクトの場合には、例えば、ｉ、ｊ＝１、２または３であり条件ｉ≠ｊであるｚ０−ｚｉ−ｚｊであることができる。
【００２１】
品質測度を利用して、好ましくは、オプティマイザによって三次元空間において特定される、前記二次元投影表面への最大オーバーラップまたはコインシデンスをもつ少なくとも１つの画像領域が、さらに提供され得る。前記の品質測度は、画像差を算出することによって、例えば、最小の二次の距離または勾配差を算出することによって形成され得る。ここで、本明細書に記載のビーム経路は、好ましくは、放射源および検出器の「仮想」ビーム経路または「仮想」幾何学的構成であることが強調されるべきである。なぜなら、ここでの考察における二次元および三次元画像データの生成または前記画像データの本発明による処理の後、ビーム経路に位置された実際のオブジェクトは存在せず、前記画像生成ユニットにより生成されたそれぞれのオブジェクトの画像（三次元画像データ）のみが存在するからである。したがって、本明細書に記載の放射源および画像生成ユニットはまた、前記画像要素に関連してただ純粋に仮想である。
【００２２】
さらに、ここでの考察における画像生成システムの放射源と画像生成ユニットとの間の前記仮想ビーム経路における特定の距離で最大オーバーラップまたはコインシデンスをもつ画像領域の識別において、画像要素が評価されることが提供され得る。ここにおいて、最も高いコントリビューションをもつ画像要素または最も高いコントリビューションをもつ画像要素の特定のグループは、好ましくは、品質測度に従って特定される。前記画像要素は、いわゆる「ボクセル」、すなわち三次元グリッドにおける体積のようなグリッドポイントまたは画像ポイントであり得る。
【００２３】
結果として、ＩＯ画像の情報値が診断に役立つように向上され得る。なぜなら、これらの解剖学上の構成物は低い解像度をもつＤＶＴにおいて周知であるが、増大した深度情報とともに、例えば、歯元の空間的位置および／または位置が、三次元コンテンツ内に置かれ得るからである。有利には、画像データは共通のデータ空間にマージされ、マージングは、二次元または三次元データ空間内のいずれかにおいて実施され得る。したがって、二次元画像データのマージングは、好ましくは、三次元データ空間において実施され、三次元画像データのマージングは、好ましくは、二次元データ空間において実施される。
【００２４】
ＩＯ画像コンテンツ（図１、参照符号１０５）が、例えば特定の深度（図１、「ｚ３」）について、前記体積深度（図１、「ｚ３」）の前の特定のビーム経路に位置されたすべての体積要素の仮想投影から取り除かれる場合、二次元におけるマージングは実行可能である。それにより、妨害するオブジェクトはＩＯ画像から取り除かれる。二次元検出器上の結果として生じる画像に関連するマージングのこの形式は、追加的な深度情報を、他の深度情報を含まない画像内に組み込み得る。追加的な情報は、好ましくは、カラーで表示され得る。
【００２５】
フィルタ補正逆投影法を利用して、特定のビーム経路のＩＯ画像コンテンツ（図１、参照符号１１０および図１、参照符号１０５）がこのビーム経路における体積要素の解像度の向上をもたらす場合、三次元におけるマージングは実行可能である。マージングのこの形式は、解像度の増大による三次元情報における対応する向上をもたらす。
【００２６】
使用されたビームの光軸に関して非直交に生成されたＩＯ画像について、本発明による方法はまた、この撮像状況における個々の深度層のプロファイル深度の方向が、検出器またはセンサに平行にもはや配置されまたは位置合わせされてなかったとしても、三次元画像データから算出された画像ジオメトリに基づく遠近補正が後で実行されるのを可能にする。
【００２７】
本発明による方法はまた、三次元画像データの画質を向上させるために、二次元画像データ（例えば、ＩＯ画像）とこのデータとをマージすることによって、三次元画像データ（例えば、ＤＶＴ）の後での補正を可能にする。少なくとも取得されるオブジェクトまたは構成物の領域において、三次元データと比べて比較的解像度が高い二次元画像データは、したがって、オブジェクトまたは構成物が後でより高い解像度で表示され得るように、三次元画像データとマージされ得る。それによって、三次元データの空間的な解像度の利点が存在し続ける。
【００２８】
したがって、本発明による方法を用いて、特に、ＩＯ画像における空間的情報はないがきわめて明瞭におよび高解像度で表示される歯元などの解剖学上の構成物、歯周の隙間等が、高解像度および空間的な深度の両方を有して表示されまたは調べられ得る。したがって、例えば、特定の歯元が患者の口腔内で近位にまたは遠位に位置しているかどうかが、定められまたは特定され得る。さらに、このコンテキストにおいては実行できない他の正確な測定を実施することが可能である。なぜなら、例えば、根端の高解像度な位置が三次元コンテキスト内に置かれるので、したがって、根管の長さが二次元投影ではなくむしろ向上した空間的な解像度をもつ三次元空間で定められ得る。
【００２９】
本発明による方法において、特定のプロファイル深度をもつ少なくとも１つの画像領域での画像生成の間に存在し、ビームに影響を与える少なくとも１つの構成物が、三次元画像データを使用して後で二次元画像データから取り除かれることが、さらに提供され得る。調べられるオブジェクトに関する前記ＩＯ画像の生成に影響を与え、または調べられるオブジェクトもしくは他のオブジェクトの画像を歪ませ、さらにビームコーン位置しＩＯ画像の画質を損なわせる構成物が、結果として、すでに存在している後のＩＯ画像データから抜き取られまたは削除され得る。
【００３０】
本発明による方法において、画像生成の間存在する放射源によって生成されるビームの光軸に対する放射検出器の傾斜が、三次元画像データに基づいて遠近補正を使用して後で補正されることが、さらに提供され得る。したがって、前記ＩＯ画像の画質について好ましくない撮像条件が、好ましくは後で補正され得る。
【００３１】
本発明による方法において、二次元画像に最大のコントリビューションを提供し、三次元画像データによって表わされた三次元画像の前記画像領域または前記画像領域のグループが、二次元画像において縮尺に合致する測定を実施するための測定空間として使用されることが、さらに提供され得る。
【００３２】
本発明による方法において、投影方向に垂直な三次元画像データの空間的な解像度を向上させるために、三次元画像データがより高い解像度の二次元画像データとマージされることが、さらに提供され得る。
【００３３】
前記二次元画像データは、好ましくは空間的な基準のないＸ線投影画像を含み、および前記三次元画像データは、好ましくは空間的な配置情報を含む、したがって、すべての三次元画像データの画像ポイントは、三次元空間的ポイントに特有の形で割り当てられ得ることに留意すべきである。
【００３４】
追加的に、前記二次元画像データおよび三次元画像データはまた表面データであり得、または他のモダリティから創作され得、例えば、層状のトモグラフィ画像から、オルソパントモグラム（ＰＡＮ）から、ＭＲＩスキャンから、光学的表面画像（フェイススキャン）から、ＤＶＴ画像から、またはＣＴスキャンから対応して取得されるオブジェクト表面であり得ることに留意すべきである。
【００３５】
二次元画像データおよび三次元画像データの前記マージングは、ブレンディング、加算、微分によって、重み付け加算もしくは重み付け減算によって、または前記オペレータの組合せによってもしくは同様のオペレータによって実施され得る。そのような基本的なオペレータは、費用が安くおよび比較的低いコンピューティングパワーで実行され得る。前記ブレンディングは、追加的に、勾配に基づくブレンディングまたは（非）鮮鋭化マスキングであることができる。
【００３６】
本発明による方法は、前記二次元画像データおよび／または三次元画像データを取得するために使用されるビームの様式に従属していることを強調すべきである。基準はそれ自体が、Ｘ線診断または、例えば、核スピントモグラフィ（ＭＲＩ）もしくは、例えば、詰め物、インレー、アンレー等の歯もしくは存在する歯構成物に追加的に添付される金属のマーカなどの空間的（例えば、口腔内）マーカの使用もしくは適用に基づく、超音波診断、三次元表面スキャニングを使用する歯科用診断もしくは診断三次元方法などの、他の診断方法などの、核診断の分野から周知である方法の例としてのみ考えられる。
【００３７】
本発明によるコンピュータプログラムは、詳細には、コンピュータ上で実行されるとき、方法のすべてのステップを実施するように構成される。システムの構成上の修正を実施する必要なく、従来の歯科用画像生成システムにおいて、本発明による方法の実施が可能である。本発明によるコンピュータプログラムが格納される機械可読データキャリアが、この目的のために提供される。本発明による方法によって画像生成または画像表示を実施するように構成された、本発明による歯科用画像生成システムが、歯科用画像生成システム上の発明によるコンピュータプログラムをインストールすることによって得られる。
【図面の簡単な説明】
【００３８】
【図１】図１は、本発明によるプロファイル深度変化の算出を可能にするための幾何学的な測定構成を示す図である。
【図２】図２は、前記二次元ＩＯ画像を取得するための幾何学的な測定構成を示す図である。
【図３】図３は、ビーム経路に位置される体積要素を図示するための図２に示された測定構成の一部分を示す図である。
【図４】図４は、撮像の間に発生する放射源に対する検出器の空間的な傾斜のために要求される、二次元ＩＯ画像の本発明による後での補正の設計例を示す図である。
【図５】図５は、二次元投影表面の画像ポイントに三次元空間における画像ポイントの本発明による割当てを示す図である。
【実施例】
【００３９】
図１は、患者の口腔１００の内側に配置されたＸ線検出器１０５および口腔１００の外側に配置されたＸ線源１１０によって口腔内で生成された二次元画像（ＩＯ画像）を得たときの、透視図法のジオメトリ、すなわち、投影状態を概略的に示す。ライン遮断１１１に従って、Ｘ線源１１０の距離は測るために示されず、検出器１０５から事実上さらに相当離れて配置される。本ケースにおいて、口腔１００は、概略的に表わされた下顎のアーチ１１５のみの平面図において示される。この例における検出器面の空間的な位置は、簡易化のためここでは平坦になるように示され、一定の放射強度によりビームまたはビームコーン１２５の球状の伝搬に従って事実上湾曲される検出器面１２０に概ね対応するが、ライン遮断１１１と関連してここで達成されるように、検出器１０５から比較的長い距離で、示される直線ライン１２０まで本設計例においては位置を下げされている。しかし、現代の平坦な画像検出器における検出器面１２０は一直線になるように設計されることに留意すべきである。しかし、検出器面が湾曲した表面で設計される、特定の検出器も存在する。本発明は、続いて言及される検出器にもまた使用され得る。
【００４０】
図１において、本診断シナリオにおける実際の検査オブジェクトを表し、したがって、可能な限り高い画質をもつＸ線写真で取得されるべき２つの歯１３０、１３２は、追加的に下顎のアーチ１１５の照射される領域に配置される。
【００４１】
本ケースにおいて調べられる２つのオブジェクト１３０、１３２について、例としてのみ図１に示される３つの画像面ｚ１、ｚ２およびｚ３ならびに検出器面ｚ０は、図１における矢印１３５によって示されるプロファイル深度ｚ２、および結果として検出器面ｚ０におけるに対応するプロファイル深度変化ｚ０−ｚ２をもたらす。
【００４２】
それぞれの画像面または層ｚ０、ｚ１、ｚ２またはｚ３のマージングは、遠近法的に正しい変位を介したＤＶＴ調査（図２参照）から結果として生じる画像データに基づいて実行可能であり、ＩＯジオメトリからのコントリビューションの総体は、対数的な合成画像として現れる。本設計例において、調べられる医療のオブジェクト、すなわち、構成物、２つの歯１３０、１３２または放射吸収によりこれらの歯１３０、１３２によって形成される歯の列について最大オーバーラップをもつ層ｚ２は、最大画像コントリビューションを提供し、したがって、周知なオプティマイザ自体によって自動的に位置され得る。そうすることで、グローバル検索によって、例えば、放射源１１０と検出器１０５との間のビーム経路における特定の距離デルタＶで位置されるボクセルが、評価される。周知であるように、「ボクセル」（体積およびピクセルの組合せ）は、体積のようなグリッドポイントまたは三次元のグリッドにおける画像ポイントである。デルタＶは、例えば、ボクセルの半分の大きさに対応することができる。この分析において、最も高いコントリビューションをもつボクセルまたは最も高いコントリビューションをもつボクセルの特定のグループが、特定され得る。したがって、ボクセルの位置またはボクセルグループの平均位置は、探索されるプロファイル深度に対応する。前記グローバル検索の代わりに、一般に最適化分類の問題についての任意の他の解決策、例えば、周知なコンジュゲート勾配方法自体を使用することが可能である。
【００４３】
以下に略述するように、記載されたプロファイル深度変化の方法は、ここでの考察における二次元または三次元画像データの画質を向上する補正のために本発明に従って使用される。透視図において、二次元ＩＯ画像は、実際の撮像位置に対応する示されたビームコーン１２５に沿った位置にあると仮定する。すなわち、生成されたＩＯ画像は、口腔１００における検出器１０５の検出器面１２０での見方に対応する。この面１２０において結果として生じるＸ線画像は、層ｚ１〜ｚ３で局所的に発生するＸ線ビーム１２５に沿ったすべての放射吸収の蓄積または統合に対応するので、例えば、ユーザまたは治療する医師は、二次元ＩＯ画像データを前記プロファイル深度変化を使用する追加的な入手できる三次元画像データ（例えば、ＤＶＴデータ）にマージングすることにより、ＩＯ画像を補正することができる、したがって、ＩＯ画像の画質が、後に相当に向上される。
【００４４】
撮像またはデータ取得の間、層ｚ１および／または層ｚ３に存在する、例えば、Ｘ線ビームを吸収する構成物（骨構成物、歯の代用品等）は、したがって、ＩＯ画像データから取り除かれ得る。結果として、層ｚ２において測定される２つの歯１３０、１３２のデータは、適宜に補正され、その画質が相当に向上する。撮像の間に存在するビーム１２５の光軸に対する検出器の傾斜のためにまた、対応する遠近補正が後で実施され得、結果としてＩＯ画像の画質が同様に相当に向上する。
【００４５】
逆に言えば、本明細書に記載の方法は、三次元画像データの画質を向上させるためにこのデータを二次元画像データ（例えば、ＩＯ画像）にマージングすることによって、三次元画像データ（例えば、ＤＶＴ）の補正を可能にする。少なくとも取得されるオブジェクトまたは取得される構成物の領域において、三次元データと比較して比較的高解像度である二次元画像データは、したがって、オブジェクトまたは構成物がより高い解像度で後で表示され得るように三次元画像にマージされ得る。それによって、三次元データの空間的な解像度の利点が存在し続ける。ここでの考察における二次元画像データのための典型的な（横向きの）測定解像度は、三次元画像データのための典型的な約１００〜１５０マイクロメートルの測定解像度と対照的に、約１０〜２０マイクロメートルであることに留意すべきである。
【００４６】
二次元および三次元画像データの前記マージングはまた、ブレンディング、加算、微分、あるいはいくつかの他の画像処理オペレータであることができ、ユーザまたは治療する医師に、それぞれの患者またはより多くの関連するケースによりよく適合する追加された診断値を提供することに留意すべきである。
【００４７】
二次元および三次元画像データの前記幾何学的なマージングのために、三次元（３Ｄ）空間内の画像ポイントが、二次元（２Ｄ）の投影表面の画像ポイントに割り当てられ得る。そのような割当ては、図５に概略的に示される。ピラミッド上の視野の場合において、放射源５００によって放射されたビーム５１０は、二次元検出器５０５によって取得される。二次元において示されるオブジェクト５３０を表す部分的な体積は、５１５として示されている。部分的な体積５１５内に概略的にプロットされ端点Ｖ１およびＶ２を有する空間的なポイント分布（「ポイントクラウド」）５２０は、二次元検出器５０５による対応する端点ｐ（Ｖ１）およびｐ（Ｖ２）を有する平坦点分布（「ポイントクラウド」）５２５に割り当てられ得る。前記二次元空間５２５内の前記画像ポイントおよび三次元空間内の前記画像ポイント５２０はまた、画像領域上のポイントを表すことができ、それにより、面、湾曲した表面または均一の個々のポイントまたはポイントクラウドが含まれ得る。画像領域は、好ましくは、平らな表面である。
【００４８】
図２は、前記二次元ＩＯ画像を取得するための図１と同様な幾何学的な撮像または投影状態を示すが、本図は、後述する三次元画像データ層（「トモグラム」）２００をもつ部分面のみを含み、検出器２５５の位置でＸ線画像としてそれぞれ取得された二次元の個々の画像から成る。ついで、そのようなトモグラム２００は、すべての取得される個々の画像の総体から確立される。
【００４９】
本例においては、患者の口腔内に配置されたＸ線検出器２０５、対応する放射源２１０、概略的に簡略化された患者の下顎のアーチ２１５もまた再び示され、照射されまたは調べられる唯一１つの単一なオブジェクト、すなわち患者の唯一１つの単一な歯２２０が示される。再び参照符号２１１は、放射源２１０が、この図示において示されるよりも実質的にさらに検出器２０５から離れて配置されていることを表す。
【００５０】
前記ＤＶＴ方法による三次元画像取得のために、Ｘ線管２５０およびＸ線感光シンチレータ層を有する対向するデジタル（二次元）画像センサまたは検出器２５５は、患者（図示せず）２５２、２５２’、２５３、２５３’の周りで１８０度〜３６０度回転する。そうすることで、回転するＸ線管２５０は、コーン形の大抵はパルス上のＸ線ビームを（空間的な）ビームファン２６０を用いて放射する。Ｘ線管２５０の回転の間、複数の前記二次元のトモグラム２００が取得され、および三次元画像データセットがそれ自体公知な手法でこれらのＸ線画像から得られる。
【００５１】
図２に示される撮像状態において、すなわち、本トモグラム２００の取得のとき、Ｘ線管２５０は、（想像上の）紙面より上に位置され、検出器２５５は、（想像上の）紙面より下に位置されることが強調されるべきである。
【００５２】
オブジェクトサブストラクチャ２２２は、図２に示される例シナリオにおいて歯２２０の下位領域に配置され、歯２２０の３つの根管のうちの１つを表す。このサブストラクチャ２２２と関連して、詳細には、示される画像データ層の三次元画像データから分かる、検出器２０５に存在する放射レベル２２３が、対応するビーム経路２２４に沿って配置されるｉ体積要素ｖｉ２２５を介した放射インテグラルφ（ｉ）として得られる。したがって、個々の体積要素ｖｉ２２５でそれぞれ起こる放射吸収が、全体として、以下の式（１）に従って検出器２０５の考慮される角度セグメントφ２２３について放射源２１０によって放射されるビームの減衰（Ｘ線、Ｘ線減衰の場合）という結果をもたらす。これはいわゆる、ビーム経路２２４全体に置かれているｉ体積要素にわたってインテグラル∫が形成される、減衰の法則である。
【００５３】
φ(i) = I0 * exp (- ∫ vi dv),       (1)
【００５４】
ここにおいて、Ｉ０は、吸収がなく測定結果が唯一単一エネルギーとして考慮される測定状態についての、検出器ユニットにおける測定された放射を記述する。
【００５５】
図２に示される体積要素ｖｉ２２５は、プロファイル深度ｔ２２８の外側に置かれる。したがって、式（１）によると、検出器セグメントｉでのこのプロファイル深度については、結果として生じる放射減衰値Ｄ（ｉ）は以下である。
【００５６】
D(i) = I0 * exp (- ∫ vi dv),       (2) 
【００５７】
ここにおいて、 ｉ ≠ｔである。式（２）を利用して，二次元画像データを三次元画像データと結合することにより、したがって、特定のプロファイル深度ｔについてのＩＯ画像が算出される。三次元画像データからの結果としてまた生じおよび図２に示される投影状態に基づいて、ビーム経路２２４に沿ったすべてのｉ体積要素間の関係の認識に基づいて、およびビーム経路２２４の終端に存在するインテグラルＩＯ画像データに基づいて、１つ以上の体積要素のビームダンピングまたは減衰成分が、ＩＯ画像データから減らされまたは取り除かれ得る。そのような体積要素は、望ましくないオブジェクトまたは構成物または障害物（例えば、顎の骨部位）であってもよい。式（１）および（２）の数的表現は、追加的に、例えば、以下のようなＸ線スペクトルのすべてのエネルギーレベルを含むことにより、すべてのエネルギーレベルについてのスペクトルおよび観察の認識を用いて洗練され得る。
【００５８】
φ_Total(i) = ∫ I0(E) * exp (- ∫ vi (E)dv) dE  (3)
【００５９】
適切なスペクトル値がないと、平均スペクトルは、好ましくは、式（１）および（２）によって単一エネルギーを考慮され得る。
【００６０】
図２に示される歯２２０または歯元２２２のＩＯ画質を向上させることを可能にするために、複数のビーム経路について図３に示されるように、それぞれのビーム経路２２４に沿ったこの歯２２０または歯元２２２について最大吸収を有する体積要素のみが、対応する補正されるＩＯ画像の算出のために考慮され得、およびすべての他の体積要素がマスクされまたは演算的に元のＩＯ画像データから減らされ得る。
【００６１】
図３は、ビーム内のすべてのビーム経路についての測定カーブを図示するために図２に示される測定構成の部分を示し、それぞれのビーム経路における吸収体積要素の存在の結果としてすべて検出器３００に現れている。図２に示す考慮される角度セグメントφ（ｉ）３０５が、再び図３に見え得る。示された体積要素３１０は、図２に示される歯２２０と部分的に一致する。したがって、本発明による向上された画像解像度をもつ検出器３００上の歯２２０を表示するために、これらの体積要素３１０のみがＩＯ画像データに含まれ、ビーム経路に位置するすべての他の体積要素はマスクされる。プロットされたエンベロープカーブ３１５は、このオブジェクト２２０についての検出器３００に存在する異なる（隣接する）角度セグメントφ（ｉ）に沿った最大ラインを表す。
【００６２】
図４は、撮像の間に起こる放射源またはビームの光軸に対する検出器の空間的な傾斜のために要求される、ＩＯ画像の本発明による後での補正の設計例を示す。発明は、三次元画像データが検出器の正確な向きの決定を実行可能にするという事実の使用を構成する。前記傾斜によって生じる画像歪曲は、したがって、後で補正され得る。
【００６３】
図４は、放射源４００および放射検出器４０５を用いた測定構成または投影状態を再び示す。ビームコーンによって定義される光軸４１０が、同様に示される。理想に従って、検出器は示す位置４０５にあると仮定され、理想的な直交の構成と比較して、本測定状態における検出器４０５が、傾斜角度γ４２０だけ光軸４１０に対して傾けられる４１５。この表現における傾斜角度４２０は、紙面においてのみ形成されることは留意すべきである。しかしながら、事実上、紙面に垂直に形成された角度成分も含み得、前記空間的な情報が三次元画像データから得られる。
【００６４】
本発明によって実施された矢印４２５に対応する角度変化は、傾斜４２０により生じる画像歪曲を転換する。
【００６５】
対応する補正算出を実施するために、標準的な新しい検出器がエミッタの中心を通る直線ラインを描くことができるように、傾斜角度γを満たす直交で仮想検出器４０５が、定義される。すべての元の検出器上で入手できる情報は、ついで、フィルタ補正なしの逆投影によってエミッタ４００からビームコーンによって覆われる空間内に逆投影される。好ましくは、この情報は、高度にサンプリングされた別々のボクセル空間にバッファされまたはキャッシュされ、ついで、第２のステップにおける式（１）および（３）に従った仮想ビーム４１０に沿った仮想投影によって、配置４０５で仮想的に補正される画像を生成する。
【００６６】
補間アーチファクトおよびバッファされた体積のグリッドにより生じるエイリアシングを減少させるために、拡張されるが点のような形をしていないエミッタ４００が、好ましくは、Ｘ線画像４０５のシミュレーションに使用され得る。
【００６７】
発明はまた現状の最新技術と比較して、二次元において向上した測定または向上した可測性を実行可能にする。深度情報は、二次元Ｘ線画像から、詳細には、ＩＯ画像から定められまたは得られることができない。なぜなら、オブジェクトの位置ならびにエミッタおよび検出器の配置が変化し得、したがって、知られていない拡大および歪曲が起こり得るからである。したがって、歯の長さまたは歯周の隙間の幅は推定され得るのみである。特定のプロファイル深度が、三次元において歯または歯周の隙間に割り当てられると、いずれにせよ、長さがそこで、好ましくは、ミリメートル単位で、定められ得、および対応するように、測定ツールにより一般的に対応して歪曲した二次元画像が入手しやすくなる。
【００６８】
再構成技術に応じ、前記三次元体積情報が一連の二次元投影から得られる。三次元体積を補正するために、ＩＯ画像が、例えば、フィルタ補正逆投影法によって、すべての検出器の画像ピクセルのビーム経路に沿った個々に存在する体積要素に加えられ得る。この目的に関して、ＩＯ画像のより高い解像度を利用することを可能にするために、増大したレートで考慮されるそれぞれの領域内の体積をサンプリングすることが好都合である。ぼやけた投影または逆投影が一方向からのみ起こるので、逆投影の重み（０〜１００％）を増大すべきである。したがって、ユーザは、例えば動力学的に、解像度における変化のための比較を設定することができる。記載された二次元でのプロファイル深度変化と同様に、ボクセルのグループを定義すること、および従って定義されたグループに逆投影のみを加えることにより、例えば、単一な歯の体積に追加的な解像度のみを局所的に転換することも実施可能である。ぼやけた投影または逆投影が一方向からのみ起こるので、投影の方向に直角な解像度の唯一の増大が得られる。
【００６９】
二次元画像データ（例えば、ＩＯ画像）を使用する三次元画像データ（例えば、ＤＶＴ）の記載された補正は、例えば、逆投影の前述の方法に従っておよび／または同様に周知な方法である「ラドン変換」に従って起こる。
【００７０】
記載された方法は、画像生成のためのコントロールプログラムもしくはここでの考察における画像表示システムの形式において、または１つ以上の対応する電子制御ユニット（ＥＣＵ）の形式において理解され得る。
【図１】
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【図２】
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【図３】
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【図４】
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【図５】
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