(57)【要約】【課題】造影剤等の関心のある物質のＫ吸収端を利用することによって、人体の構造が十分に除去され、より明瞭に関心のある物質が描出されたＸ線画像データを実用的な構成で収集することが可能なＸ線診断装置を提供することである。【解決手段】実施形態に係るＸ線診断装置は、Ｘ線照射部、エネルギ帯域設定部、Ｘ線検出器及びデータ処理系を備える。Ｘ線照射部は、被検体にＸ線を照射する。エネルギ帯域設定部は、前記被検体の内部に注入又は挿入された関心のあるＸ線吸収体のＫ吸収端に応じた２つのＸ線のエネルギ帯域を設定する。Ｘ線検出器は、前記被検体を透過したＸ線の光子を、複数の画素位置についてそれぞれ前記２つのエネルギ帯域別に計数することによって２つのＸ線検出データを収集する。データ処理系は、前記２つのＸ線検出データに対する差分処理を含むデータ処理によって前記Ｘ線吸収体が描出されたＸ線画像データを生成する。【選択図】  図７
2014230589.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
被検体にＸ線を照射するＸ線照射部と、
前記被検体の内部に注入又は挿入された関心のあるＸ線吸収体のＫ吸収端に応じた２つのＸ線のエネルギ帯域を設定するエネルギ帯域設定部と、
前記被検体を透過したＸ線の光子を、複数の画素位置についてそれぞれ前記２つのエネルギ帯域別に計数することによって２つのＸ線検出データを収集するＸ線検出器と、
前記２つのＸ線検出データに対する差分処理を含むデータ処理によって前記Ｘ線吸収体が描出されたＸ線画像データを生成するデータ処理系と、
を備えるＸ線診断装置。
【請求項２】
前記エネルギ帯域設定部は、前記Ｋ吸収端におけるエネルギが前記２つのエネルギ帯域の境界となるように、前記２つのエネルギ帯域を設定するように構成される請求項１記載のＸ線診断装置。
【請求項３】
前記エネルギ帯域設定部は、前記Ｋ吸収端におけるエネルギが前記２つのエネルギ帯域の境界からエネルギが大きい側に所定の量だけシフトするように、前記２つのエネルギ帯域を設定するように構成される請求項１記載のＸ線診断装置。
【請求項４】
前記エネルギ帯域設定部は、前記２つのエネルギ帯域において計数される各Ｘ線の光子の数の比が大きくなり、かつ前記２つのエネルギ帯域において計数される前記各Ｘ線の光子の数が多くなるように定められた帯域幅で前記２つのエネルギ帯域を設定するように構成される請求項１乃至３のいずれか１項に記載のＸ線診断装置。
【請求項５】
前記エネルギ帯域設定部は、入力装置から入力された前記Ｘ線吸収体を特定する情報に基づいて前記２つのエネルギ帯域を設定するように構成される請求項１乃至４のいずれか１項に記載のＸ線診断装置。
【請求項６】
複数のＸ線吸収体と、前記複数のＸ線吸収体の各Ｋ吸収端に応じた２つのＸ線のエネルギ帯域を決定するための情報とを関連付けて保存するエネルギ帯域保存部を更に備え、
前記エネルギ帯域設定部は、前記関心のあるＸ線吸収体に対応する前記２つのエネルギ帯域を決定するための情報を前記エネルギ帯域保存部から取得するように構成される請求項１乃至５のいずれか１項に記載のＸ線診断装置。
【請求項７】
前記エネルギ帯域保存部は、Ｘ線管に印加される管電圧及び前記Ｘ線管の出力側に設置されるビームフィルタの識別情報の少なくとも一方を更に関連付けて前記２つのＸ線のエネルギ帯域を決定するための情報を保存するように構成され、
前記エネルギ帯域設定部は、前記Ｘ線照射部から照射されるＸ線の照射条件に対応する管電圧及びビームフィルタの少なくとも一方に基づいて前記２つのエネルギ帯域を設定するように構成される請求項６記載のＸ線診断装置。
【請求項８】
前記エネルギ帯域設定部は、造影剤、薬剤及びデバイスの少なくとも１つのＫ吸収端に応じた２つのＸ線のエネルギ帯域を設定できるように構成される請求項１乃至７のいずれか１項に記載のＸ線診断装置。
【請求項９】
前記エネルギ帯域設定部は、前記２つのエネルギ帯域以外のエネルギ帯域を含む３つ以上のエネルギ帯域を設定するように構成され、
前記データ処理系は、前記３つ以上のエネルギ帯域の少なくとも１つのエネルギ領域に対応するＸ線検出データに基づいて前記Ｋ吸収端に対応しないコントラストを有するＸ線画像データを生成するように構成される請求項１乃至８のいずれか１項に記載のＸ線診断装置。
【請求項１０】
前記エネルギ帯域設定部は、前記２つのエネルギ帯域よりもエネルギが大きい複数のエネルギ帯域及び前記２つのエネルギ帯域よりもエネルギが小さい複数のエネルギ帯域の少なくとも一方を、均等な帯域幅で設定するように構成される請求項９記載のＸ線診断装置。
【請求項１１】
前記データ処理系は、前記Ｘ線吸収体が描出されたＸ線画像データを、前記Ｋ吸収端に対応しないコントラストを有するＸ線画像データと合成するように構成される請求項１０記載のＸ線診断装置。
【請求項１２】
前記エネルギ帯域設定部は、入力装置からの指示情報に従って前記Ｋ吸収端に応じない複数のエネルギ帯域を設定できるように構成され、
前記データ処理系は、前記Ｋ吸収端に応じない前記複数のエネルギ帯域が設定された場合には、前記Ｋ吸収端に応じない前記複数のエネルギ帯域に対応するＸ線検出データに基づいて前記Ｋ吸収端に対応しないコントラストを有するＸ線画像データを生成するように構成される請求項１乃至１１のいずれか１項に記載のＸ線診断装置。
【請求項１３】
複数のＸ線吸収体及び複数の撮影条件に関連付けられた複数の参照データを保存する参照データ保存部を更に備え、
前記データ処理系は、前記複数の参照データのうち、前記関心のあるＸ線吸収体及び対応する撮影条件に関連付けられた参照データを参照することによって前記関心のあるＸ線吸収体の厚さを表すＸ線画像データを生成するように構成される請求項１乃至１２のいずれか１項に記載のＸ線診断装置。
【請求項１４】
前記データ処理系は、前記差分処理を対数変換後の前記２つのＸ線検出データに対して実行するように構成される請求項１乃至１３のいずれか１項に記載のＸ線診断装置。
【請求項１５】
前記データ処理系は、前記差分処理を、実質的に前記２つのエネルギ帯域の各帯域幅を用いた正規化後の前記２つのＸ線検出データに対して実行するように構成される請求項１乃至１４のいずれか１項に記載のＸ線診断装置。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明の実施形態は、Ｘ線診断装置に関する。
【背景技術】
【０００２】
Ｘ線診断装置による診断法として、Ｋ吸収端差分法が考案されている。Ｋ吸収端は、物質のＸ線吸収特性に存在するＸ線光子のエネルギ方向における不連続点である。造影剤として使用されるヨウ素のＫ吸収端におけるエネルギは、約33.169[keV]である。
【０００３】
従来のＫ吸収端差分法では、単色性の高いＸ線を発生するＸ線源を用いて、Ｋ吸収端におけるエネルギより僅かに小さいエネルギを有するＸ線と、Ｋ吸収端におけるエネルギより僅かに高いエネルギを有するＸ線とが短い時間間隔で放射される。そして、異なるエネルギを有するＸ線の照射によって撮影された２フレームのＸ線画像データに対して差分処理が実行される。
【０００４】
人体の動く速度に対して２つのエネルギを有するＸ線の照射による撮影の間隔が十分に短ければ、人体は静止しているとみなすことができる。また、Ｋ吸収端の前後ではヨウ素のＸ線吸収特性が大きく異なるが、人体を構成する物質のＸ線吸収特性はほとんど等しい。このため、Ｋ吸収端差分法によれば、人体の構造を画像データから除去することができる。
【先行技術文献】
【特許文献】
【０００５】
【特許文献１】特開２００４−８４６０号公報
【特許文献２】特開２００４−３２５１８３号公報
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【０００６】
しかしながら、従来のＫ吸収端差分法には、単色性の高い特殊なＸ線源が必要である。通常は、シンクロトロン放射光のＸ線源が必要となるが、一般の病院では利用することができない。
【０００７】
また、従来のＫ吸収端差分法では、エネルギが異なるＸ線の照射間において人体が無視できない程度に動くと差分画像データに人体構造が残存するという問題がある。
【０００８】
そこで、本発明は、造影剤等の関心のある物質のＫ吸収端を利用することによって、人体の構造が十分に除去され、より明瞭に関心のある物質が描出されたＸ線画像データを実用的な構成で収集することが可能なＸ線診断装置を提供することを目的とする。
【課題を解決するための手段】
【０００９】
本発明の実施形態に係るＸ線診断装置は、Ｘ線照射部、エネルギ帯域設定部、Ｘ線検出器及びデータ処理系を備える。Ｘ線照射部は、被検体にＸ線を照射する。エネルギ帯域設定部は、前記被検体の内部に注入又は挿入された関心のあるＸ線吸収体のＫ吸収端に応じた２つのＸ線のエネルギ帯域を設定する。Ｘ線検出器は、前記被検体を透過したＸ線の光子を、複数の画素位置についてそれぞれ前記２つのエネルギ帯域別に計数することによって２つのＸ線検出データを収集する。データ処理系は、前記２つのＸ線検出データに対する差分処理を含むデータ処理によって前記Ｘ線吸収体が描出されたＸ線画像データを生成する。
【図面の簡単な説明】
【００１０】
【図１】本発明の実施形態に係るＸ線診断装置の構成図。
【図２】図１に示すＸ線検出器の詳細構成例を示す図。
【図３】図１に示す医用画像処理装置の機能ブロック図。
【図４】図３に示す閾値設定部において設定される閾値電圧と弁別されるＸ線光子のエネルギとの関係の一例を示す図。
【図５】図１に示すＸ線診断装置によるＸ線撮影において造影剤として用いられるヨウ素のＸ線吸収特性を示す図。
【図６】図２に示すＸ線検出器において弁別されるＸ線光子の複数のエネルギ帯域を均等に設定した例を示す図。
【図７】図２に示すＸ線検出器において弁別されるＸ線光子の複数のエネルギ帯域をヨウ素のＫ吸収端に合わせて設定した例を示す図。
【図８】図７に示す複数のエネルギ帯域のうち、Ｋ吸収端におけるエネルギEkを境界とする２つのエネルギ帯域の第１の詳細設定例を示す図。
【図９】図７に示す複数のエネルギ帯域のうち、Ｋ吸収端におけるエネルギEkを境界とする２つのエネルギ帯域の第２の詳細設定例を示す図。
【図１０】図３に示す閾値保存部に保存されるテーブルの例を示す図。
【図１１】図３に示す閾値設定部においてＸ線光子数の計数対象として４つのエネルギ帯域を設定した例を示す図。
【図１２】図３に示す閾値設定部においてＸ線光子数の計数対象として３つのエネルギ帯域を設定した例を示す図。
【図１３】単色のＸ線光子の計数結果に対する揺らぎの影響を示す図。
【図１４】図３に示す閾値設定部において揺らぎの影響が低減されるようにi番目のエネルギ帯域とi+1番目のエネルギ帯域を設定した例を示す図。
【図１５】図３に示す差分処理部において実行される処理を示す図。
【図１６】図３に示す閾値保存部に保存される閾値電圧を表すテーブルの一例を示す図。
【発明を実施するための形態】
【００１１】
本発明の実施形態に係るＸ線診断装置について添付図面を参照して説明する。
【００１２】
（構成および機能）
図１は本発明の実施形態に係るＸ線診断装置の構成図である。
【００１３】
Ｘ線診断装置１は、撮影系２、制御系３、データ処理系４、入力装置５及び表示装置６を備えている。撮影系２は、Ｘ線照射部７、Ｘ線検出器８、駆動機構９及び寝台１０を有する。制御系３は、高電圧発生装置３Ａ、撮影位置制御装置３Ｂ及びシステム制御部３Ｃを有する。
【００１４】
Ｘ線照射部７は、Ｘ線管及びビームフィルタを備え、寝台１０にセットされた被検体Ｏを挟んでＸ線検出器８と対向配置される。Ｘ線照射部７及びＸ線検出器８は、駆動機構９の駆動によって相対位置を維持しながら被検体Ｏに対する角度及び相対位置を変えることができる。具体的には、回転機能を備えたＣ型アームの両端にＸ線照射部７及びＸ線検出器８が固定される。そして、Ｘ線照射部７は、Ｘ線管により被検体Ｏに向けて所定の角度からＸ線を照射し、被検体Ｏを透過したＸ線をＸ線検出器８で検出できるように構成される。
【００１５】
また、寝台１０の天板の傾斜及び位置を駆動機構９によって調整することができる。更に、寝台１０にセットされた被検体Ｏの近傍には、被検体Ｏに造影剤を注入するための造影剤注入装置１３が設けられる。
【００１６】
尚、図１にはＸ線診断装置１が循環器用である場合の例を示しているが、乳房撮影用など用途に応じてＸ線照射部７、Ｘ線検出器８及び寝台１０の配置が異なる場合もある。
【００１７】
制御系３の高電圧発生装置３Ａは、Ｘ線照射部７のＸ線管に高電圧を印加することによって、所望のエネルギを有するＸ線を被検体Ｏに向けて照射させる装置である。撮影位置制御装置３Ｂは、駆動機構９に制御信号を出力して制御する装置である。すなわち、Ｘ線照射部７及びＸ線検出器８の回転角度及び位置並びに寝台１０の天板の傾斜及び位置は、撮影位置制御装置３Ｂから駆動機構９に出力される制御信号によって制御される。
【００１８】
システム制御部３Ｃは、高電圧発生装置３Ａ、撮影位置制御装置３Ｂ及びデータ処理系４を含むＸ線診断装置１の各構成要素を制御するシステムである。
【００１９】
データ処理系４は、Ｘ線検出器８において検出されたＸ線検出データに基づいて被検体Ｏに固有の情報を表すＸ線画像データを生成するシステムである。データ処理系４は、コンピュータ１５で構成することができる。コンピュータ１５は、医用画像処理プログラムを実行することにより医用画像処理装置１５として機能する。すなわち、Ｘ線診断装置１には、医用画像処理装置１５が内蔵される。
【００２０】
但し、同様な機能を有する独立した医用画像処理装置を、ネットワークを介してＸ線診断装置１に接続するようにしても良い。その場合には、医用画像処理装置に、Ｘ線診断装置１からネットワークを介してＸ線検出データを取得するデータ取得部としての機能が備えられる。また、Ｘ線診断装置１に内蔵される医用画像処理装置１５又はＸ線診断装置１とネットワークを介して接続される医用画像処理装置を構成するために回路を用いてもよい。
【００２１】
次に、Ｘ線検出器８の構成及び機能について説明する。
【００２２】
図２は、図１に示すＸ線検出器８の詳細構成例を示す図である。
【００２３】
Ｘ線検出器８は、２次元状に配列された光子計数型の複数の画像センサ２０を用いて構成される。各画像センサ２０は、画素に対応している。従って、画素数だけ画像センサ２０が設けられる。
【００２４】
このため、Ｘ線検出器８の画素が１次元の場合には、画像センサ２０を１次元的に配列することによってＸ線検出器８を構成することができる。但し、ここでは、実用的な２次元の画素を有するＸ線検出器８を例に説明する。
【００２５】
各画像センサ２０は、入射したＸ線の光子を検出し、エネルギレベル毎にＸ線光子を計数する機能を有している。従って、各画像センサ２０では、入射したＸ線光子のエネルギの弁別が行われる。具体的には、各画像センサ２０では、入射したＸ線光子のエネルギに応じた電気パルスの生成と、生成された電気パルスのパルス波高を複数のレベルに分けてレベルごとに計数する処理とが実行される。尚、電気パルスの波高値が所定の閾値よりも小さい場合には計数しないようにすることによって、ノイズを低減することができる。
【００２６】
図２に示す例では、上述のような機能を備えるために、半導体セル２１、チャージアンプ２２、波形整形回路２３、複数の比較器２４、複数のスイッチ２５、閾値論理回路２６及び複数のカウンタ（計数器）２７を用いて各画像センサ２０が構成されている。
【００２７】
半導体セル２１は、テルル化カドミウム(CdTe)半導体、テルル化カドミウム亜鉛(CdZnTe) 半導体、シリコン(Si)半導体等によって構成することができる。半導体セル２１の出力側には、チャージアンプ２２が接続される。
【００２８】
チャージアンプ２２は、半導体セル２１に入射したＸ線光子に応答して集電される電荷をチャージアップして電気量のパルス信号として出力する。チャージアンプ２２の出力側には、波形整形回路２３が接続される。
【００２９】
波形整形回路２３は、チャージアンプ２２から出力されるパルス信号の周波数特性を調整し、かつゲイン及びオフセットを与えることによってパルス信号の波形を整形する回路である。波形整形のためのゲイン及びオフセットは、半導体セル２１及びチャージアンプ２２毎の特性の不均一性が低減させるように調整される。これにより、波形整形回路２３から出力されるパルス信号は、半導体セル２１に入射したＸ線光子のエネルギ量に対応する特性を有する信号となる。
【００３０】
波形整形回路２３の出力側には、m個の比較器２４が並列に接続される。m個の比較器２４の後段には、それぞれスイッチ２５が接続されている。そして、波形整形回路２３から出力されるパルス信号は、対応するＸ線光子のエネルギ量に応じていずれかの比較器２４を経由し、経由した比較器２４に接続された１つのスイッチ２５をONに切換えるように構成されている。
【００３１】
具体的には、各比較器２４の基準入力端には、それぞれ互いに異なる閾値電圧TH1, TH2, TH3, ..., THmが印加される。すなわち、各比較器２４に入力されるパルス信号の振幅は、それぞれ閾値電圧TH1, TH2, TH3, ..., THmと比較される。この結果、閾値電圧TH1, TH2, TH3, ..., THmを超えたパルス信号のみが対応する比較器２４から出力され、比較器２４に接続されたスイッチ２５をONに切換える。尚、最も小さい閾値電圧TH1以下の振幅を有するパルス信号は、ノイズとみなされて除去される。
【００３２】
閾値論理回路２６の入力側は、複数のスイッチ２５と接続される。また、閾値論理回路２６の出力側には、弁別されるＸ線光子のエネルギ帯域に対応する複数のカウンタ２７が並列に接続される。閾値論理回路２６は、各スイッチ２５がON状に切換ったか否かを判定することによって、パルス信号の振幅が、どの閾値電圧TH1, TH2, TH3, ..., THm間であるかを計測する回路である。閾値論理回路２６におけるパルス信号の振幅の計測結果は、エネルギ弁別信号として対応するカウンタ２７に出力される。
【００３３】
これにより、各カウンタ２７において、半導体セル２１に入射したＸ線光子の数をエネルギ帯域別に計数することができる。各カウンタ２７からは、Ｘ線光子の計数結果がデジタルデータとして出力される。従って、Ｘ線検出器８の１つの画素に対応する画像センサ２０からは、複数のエネルギ帯域に対応する計数結果がＸ線検出データとして出力されることとなる。
【００３４】
Ｘ線検出器８の各画像センサ２０において弁別されるＸ線光子のエネルギ帯域及びカウンタ２７の数がn個である場合、i番目のカウンタ２７から計数結果として出力される計数信号C(xp, Ei)は、式(1)で表される。
C(xp, Ei) = ∫idE・φ(E)・Matt(E)・Patt(E, xp)・Dabs(E, xd)    (1)
但し、式(1)において、
xp：Ｘ線のパス上における被検体Ｏを構成する物質の厚さ
E：Ｘ線光子のエネルギ
Ei：画像センサ２０で弁別されるi番目のエネルギ帯域の中心エネルギ
∫idE：（Ei-ΔE/2）から（Ei+ΔE/2）までの積分
ΔE：画像センサ２０で弁別されるエネルギ帯域の幅
φ(E)：対応する画素に向けてＸ線管から放射され、ビームフィルタを透過したエネルギEのＸ線光子のエネルギ密度
Matt(E)：Ｘ線管とＸ線検出器８の検出面との間に存在するＸ線吸収体によるエネルギEのＸ線に対する吸収特性
Patt(E, xp)：被検体ＯによるエネルギEのＸ線に対する吸収特性
Dabs(E, xd)：Ｘ線検出器８によるエネルギEのＸ線に対する吸収特性
xd：Ｘ線検出器８を構成する物質の厚さ
である。
【００３５】
尚、Ｘ線吸収体としては天板、ブッキーカバー、グリッドのＸ線透過部、Ｘ線検出器８の入射部におけるカバー、乳房撮影装置の場合に使用される圧迫板等が挙げられる。
【００３６】
式(1)における積分の中の関数は連続であるため、式(2)が成立するようなエネルギEi' (Ei-ΔE/2 < Ei' < Ei+ΔE/2)が存在する。
C(xp, Ei) = φ(Ei')・Matt(Ei')・Patt(Ei', xp)・Dabs(Ei', xd)・ΔE  (2)
【００３７】
式(2)においてφ(Ei')・ΔEはi番目のエネルギ帯域におけるＸ線光子の数に相当する。そこで、φ(Ei')・ΔEをN(i)と表記すると、カウンタ２７から出力される計数信号C(xp, Ei)は式(3)で表される。
C(xp, Ei) = N(i)・Matt(Ei')・Patt(Ei', xp)・Dabs(Ei', xd)    (3)
但し、式(3)において、
N(i) ：対応する画素に向けてＸ線管から放射されるＸ線光子のうちi番目のエネルギ帯域におけるＸ線光子の数
である。
【００３８】
同様に、被検体Ｏに造影剤が含まれている場合に、i番目のエネルギ帯域におけるＸ線光子の計数結果として出力される計数信号C(xp, xc, Ei)は、式(4)で表される。
C(xp, xc, Ei) = N(i)・Matt(Ei')・Patt(Ei',xp)・Catt(Ei',xc)・Dabs(Ei',xd)
(4)
但し、式(4)において、
xp：Ｘ線のパス上における被検体Ｏを構成する物質の厚さ
xc：Ｘ線のパス上における造影剤を構成する物質の厚さ
Ei：画像センサ２０で弁別されるi番目のエネルギ帯域の中心エネルギ
ΔE：画像センサ２０で弁別されるエネルギ帯域の幅
N(i) ：対応する画素に向けてＸ線管から放射されるＸ線光子のうちi番目のエネルギ帯域におけるＸ線光子の数
Matt(Ei')：Ｘ線管とＸ線検出器８の検出面との間に存在するＸ線吸収体によるエネルギEi'に対応するＸ線の吸収特性
Patt(Ei', xp)：被検体ＯによるエネルギEi'に対応するＸ線の吸収特性
Catt(Ei', xc)：造影剤によるエネルギEi'に対応するＸ線の吸収特性
Dabs(Ei', xd)：Ｘ線検出器８によるエネルギEi'に対応するＸ線の吸収特性
xd：Ｘ線検出器８を構成する物質の厚さ
である。
【００３９】
造影剤としては、ヨウ素、バリウム、ガドリニウムが挙げられるが、重金属を含んだ薬剤や血管内に挿入されるデバイスについても計算上は造影剤と同様に扱うことができる。デバイスの例としては、カテーテル、ガイドワイヤ、ステントが挙げられる。
【００４０】
上述した式にパラメータとして含まれる被検体ＯによるＸ線の吸収特性Patt(Ei', xp)、造影剤によるＸ線の吸収特性Catt(Ei', xc)、Ｘ線検出器８によるＸ線の吸収特性Dabs(Ei', xd)は、それぞれ式(5)、式(6)、式(7)で表される。
Patt(Ei', xp) = exp{-μp(Ei')・xp}  (5)
Catt(Ei', xc) = exp{-μc(Ei')・xc}  (6)
Dabs(Ei', xd) = 1-exp{-μd(Ei')・xd}  (7)
但し、式(5)、式(6)、式(7)において、
μp(Ei')：被検体Ｏを構成する物質のエネルギEi'に対応するＸ線吸収係数
μc(Ei')：造影剤を構成する物質のエネルギEi'に対応するＸ線吸収係数
μd(Ei')：Ｘ線検出器８を構成する物質のエネルギEi'に対応するＸ線吸収係数
である。
【００４１】
尚、被検体Ｏを構成する物質には、水素H、炭素C、酸素O及び窒素Nがある。すなわち、厳密には、被検体Ｏは、複数の物質で構成される。但し、従来のＸ線診断装置では、被検体Ｏを構成する物質を区別せずにＸ線画像データが生成される。従って、従来のＸ線診断装置により撮影されるＸ線画像データと同様な特性を有するＸ線画像データを生成する観点から、ここでは被検体Ｏを構成する物質を代表的な１つの元素又は仮想的な１つの平均的元素として扱う。また、Ｘ線検出器８の検出膜を構成する材質は固定であることが多いため、検出膜の材質については、関数の引数として示していない。
【００４２】
次に、医用画像処理装置１５の機能について説明する。
【００４３】
図３は、図１に示す医用画像処理装置１５の機能ブロック図である。
【００４４】
医用画像処理装置１５は、差分処理部３０、制御信号生成部３１、閾値設定部３２、閾値保存部３３、Ｘ線画像生成部３４、キャリブレーションデータ保存部３５、吸収係数保存部３６、画像データ保存部３７、画像合成部３８、圧縮処理部３９、フィルタ処理部４０及び表示処理部４１を有する。
【００４５】
制御信号生成部３１は、制御系３のシステム制御部３Ｃに検査情報に応じた制御信号を出力することにより、高電圧発生装置３Ａ及び撮影位置制御装置３Ｂを通じてＸ線照射部７及び駆動機構９を制御する機能を有する。
【００４６】
閾値設定部３２は、Ｘ線検出器８の各画像センサ２０においてＸ線光子のエネルギを弁別するための閾値を設定し、設定した閾値に対応する閾値電圧TH1, TH2, TH3, ..., THmを各比較器２４に印加する機能を有する。すなわち、閾値設定部３２における閾値電圧TH1, TH2, TH3, ..., THmの設定により、Ｘ線光子を弁別するための複数のエネルギ帯域を決定することができる。
【００４７】
図４は、図３に示す閾値設定部３２において設定される閾値電圧と弁別されるＸ線光子のエネルギとの関係の一例を示す図である。
【００４８】
図４において横軸はＸ線検出器８の画像センサ２０に入射するＸ線光子のエネルギ[keV]を示し、縦軸は画像センサ２０の比較器２４に印加される閾値電圧[V]を示す。図４に示すように、各比較器２４に印加される閾値電圧の調整によって、エネルギ帯域の境界を可変設定することができる。
【００４９】
特に、閾値設定部３２は、Ｋ吸収端差分法により差分画像データを生成できるように、閾値電圧の調整によって、Ｋ吸収端の近傍に２つのエネルギ帯域を決定するように構成されている。すなわち、閾値設定部３２は、被検体Ｏの内部に注入又は挿入された関心のあるＸ線吸収体のＫ吸収端に応じた２つのＸ線のエネルギ帯域を設定するエネルギ帯域設定部としての機能を有している。このため、Ｋ吸収端差分法によるＸ線撮影の場合には、Ｘ線検出器８が、被検体Ｏを透過したＸ線の光子を、複数の画素位置についてそれぞれ２つのエネルギ帯域別に計数することによって２つのＸ線検出データを収集する。
【００５０】
図５は、図１に示すＸ線診断装置１によるＸ線撮影において造影剤として用いられるヨウ素のＸ線吸収特性を示す図である。
【００５１】
図５において横軸は、Ｘ線光子のエネルギ[keV]を示し、縦軸は、ヨウ素によるＸ線光子の吸収係数[cm2/g]を示す。図５に示すように、ヨウ素によるＸ線光子の吸収係数は、Ｘ線光子のエネルギ方向に不連続となる。Ｘ線光子の吸収係数の不連続点におけるエネルギは、Ｋ吸収端と呼ばれる。造影剤として使用されるヨウ素のＫ吸収端におけるエネルギは、33.1694[keV]である。
【００５２】
造影剤としては、ヨウ素の他、Ｋ吸収端におけるエネルギが34.5614[keV]のキセノン、Ｋ吸収端におけるエネルギが37.4406[keV]のバリウム及びＫ吸収端におけるエネルギが50.2391[keV]のガドリニウムが代表的である。また、造影剤と同様に扱うことが可能な薬剤やガイドワイヤの先端における目印として、Ｋ吸収端におけるエネルギが80.7249[keV]の金が一般に使用される。
【００５３】
Ｋ吸収端差分法により差分画像データを生成するためには、図５に例示される造影剤のＫ吸収端におけるエネルギよりも大きいエネルギを有するＸ線光子の数と、造影剤のＫ吸収端におけるエネルギよりも小さいエネルギを有するＸ線光子の数とを、それぞれ計数して差分処理を行うことが必要となる。
【００５４】
従って、n個に分割された複数のエネルギ帯域のうちi番目のエネルギ帯域が造影剤のＫ吸収端におけるエネルギEkよりも小さくなり、i+1番目のエネルギ帯域が造影剤のＫ吸収端におけるエネルギEkよりも大きくなるように、複数のエネルギ帯域を設定することが重要である。しかしながら、i番目のエネルギ帯域とi+1番目のエネルギ帯域との境界は、造影剤のＫ吸収端におけるエネルギEkとは無関係である。このため、複数のエネルギ帯域を無作為に設定すると、造影剤のＫ吸収端におけるエネルギEkは、i番目又はi+1番目のエネルギ帯域に含まれることになる。
【００５５】
図６は、図２に示すＸ線検出器８において弁別されるＸ線光子の複数のエネルギ帯域を均等に設定した例を示す図である。
【００５６】
図６において横軸はＸ線照射部７のＸ線管から厚さ2.5mmのアルミニウムフィルタを透過して放出されるＸ線光子のエネルギ[keV]を示し、縦軸はＸ線照射部７のＸ線管から厚さ2.5mmのアルミニウムフィルタを透過して計数されるＸ線光子の正規化後の数を示す。また、図６中の一点鎖線は、Ｘ線のパス上にヨウ素が存在する場合に計数されるＸ線光子の正規化後の数を示し、二点鎖線は、Ｘ線のパス上にヨウ素が存在しない場合に計数されるＸ線光子の正規化後の数を示す。
【００５７】
図６に示すように、Ｘ線のパス上にヨウ素が存在すると、ヨウ素のＫ吸収端に対応する不連続点がＸ線スペクトル上に現れる。このようなＸ線スペクトルは、測定又は設計仕様に基づくシミュレーションによって取得することができる。ここで、点線で示すようにＸ線光子のエネルギ帯域の各境界を均等に設定すると、Ｋ吸収端におけるエネルギEkが、いずれかのエネルギ帯域に含まれることになる。
【００５８】
そこで、閾値設定部３２は、入力装置５から入力された造影剤等のＸ線吸収体を特定する情報に基づいて２つのエネルギ帯域を設定するように構成されている。具体的には、閾値設定部３２は、入力装置５から造影剤、薬剤又はデバイス等の被検体Ｏ内に存在する関心のあるＸ線吸収体の特定情報を取得し、取得したＸ線吸収体の特定情報に基づいて特定されるＸ線吸収体のＫ吸収端におけるエネルギが２つのエネルギ帯域の境界となるように２つのエネルギ帯域を、Ｘ線検出器８の各比較器２４に印加される閾値電圧として設定する機能を有している。
【００５９】
Ｋ吸収端付近におけるエネルギスペクトルは、Ｘ線管に印加される管電圧及びビームフィルタの種類等のＸ線の線質を定める撮影条件にも依存して変化する。そこで、閾値設定部３２は、制御信号生成部３１からＸ線管に印加される管電圧及びビームフィルタの種類等のＸ線の線質を定める撮影条件を取得できるように構成される。
【００６０】
以降では、被検体Ｏ内に存在する関心のあるＸ線吸収体が主として造影剤である場合を例に説明する。
【００６１】
図７は、図２に示すＸ線検出器８において弁別されるＸ線光子の複数のエネルギ帯域をヨウ素のＫ吸収端に合わせて設定した例を示す図である。
【００６２】
図７において横軸はＸ線照射部７のＸ線管から厚さ2.5mmのアルミニウムフィルタを透過して放出されるＸ線光子のエネルギ[keV]を示し、縦軸はＸ線照射部７のＸ線管から厚さ2.5mmのアルミニウムフィルタを透過して計数されるＸ線光子の正規化後の数を示す。また、図７中の一点鎖線は、Ｘ線のパス上にヨウ素が存在する場合に計数されるＸ線光子の正規化後の数を示し、二点鎖線は、Ｘ線のパス上にヨウ素が存在しない場合に計数されるＸ線光子の正規化後の数を示す。
【００６３】
図７に示すように、Ｘ線検出器８の各比較器２４に印加される閾値電圧を調整することによって、i番目のエネルギ帯域とi+1番目のエネルギ帯域との間における境界を、Ｋ吸収端のエネルギEkに一致させることができる。
【００６４】
但し、Ｘ線光子の各エネルギ帯域には、各エネルギ帯域において計数される光子の数を増やして量子ノイズを低減できるように幅をできるだけ広く設定した方が良いという要求と、逆にＫ吸収端におけるエネルギEkの前後のi番目とi+1番目の２つのエネルギ帯域において計数されるＸ線光子の比が大きくなるように各エネルギ帯域の幅をできるだけ狭く設定した方が良いという矛盾した要求がある。
【００６５】
そこで、閾値設定部３２は、Ｋ吸収端におけるエネルギEkを境界とするi番目とi+1番目の２つのエネルギ帯域において計数される各Ｘ線の光子の数の比が大きくなり、かつi番目とi+1番目の２つのエネルギ帯域において計数される各Ｘ線の光子の数が多くなるように定められた帯域幅で２つのエネルギ帯域を設定するように構成されている。
【００６６】
図８は、図７に示す複数のエネルギ帯域のうち、Ｋ吸収端におけるエネルギEkを境界とする２つのエネルギ帯域の第１の詳細設定例を示す図である。
【００６７】
図８において横軸はＸ線照射部７のＸ線管から厚さ2.5mmのアルミニウムフィルタを透過して放出されるＸ線光子のエネルギ[keV]を示し、縦軸はＸ線照射部７のＸ線管から厚さ2.5mmのアルミニウムフィルタを透過して放出され、ヨウ素を透過して計数されるＸ線光子の正規化後の数を示す。
【００６８】
図８に示すようにＫ吸収端におけるエネルギEkを境界とするエネルギが小さい側のi番目のエネルギ帯域の幅Wiと、エネルギが大きい側のi+1番目のエネルギ帯域の幅Wi+1に、それぞれ最大帯域幅Wi_max, Wi+1_maxを設定することができる。そして、i番目のエネルギ帯域の幅Wiを最大帯域幅Wi_max以下に設定することにより、i番目のエネルギ帯域の幅Wiを適切な幅に設定することができる。同様に、i+1番目のエネルギ帯域の幅Wi+1を最大帯域幅Wi+1_max以下に設定することにより、i+1番目のエネルギ帯域の幅Wi+1を適切な幅に設定することができる。
【００６９】
i+1番目のエネルギ帯域の最大帯域幅Wi+1_maxは、図８に示すように、Ｋ吸収端におけるエネルギEkからエネルギ軸の正方向に向かってＫ吸収端におけるＸ線光子数の極大値s_k1と同じ光子数となるときのエネルギE_B(i+1)_maxまでとすることが適切である。一方、i番目のエネルギ帯域の最大帯域幅Wi_maxは、Ｋ吸収端におけるエネルギEkからエネルギ軸の負方向に向かってＫ吸収端におけるＸ線光子数の極小値s_k2と同じ光子数となるときのエネルギE_Bi_minまでとすることが適切である。
【００７０】
つまり、Ｋ吸収端におけるＸ線光子数の極大値s_k1と極小値s_k2との間における光子数の光子がＸ線管から放出されるエネルギ範囲に、i番目とi+1番目のエネルギ帯域の各幅Wi, Wi+1を制限することが好適である。このような方法によってi番目とi+1番目のエネルギ帯域の各幅Wi, Wi+1を設定すれば、i番目とi+1番目の各エネルギ帯域において計数されるＸ線光子の数を確保しつつ、各エネルギ帯域において計数されるＸ線光子の数の比を大きくすることができる。
【００７１】
図９は、図７に示す複数のエネルギ帯域のうち、Ｋ吸収端におけるエネルギEkを境界とする２つのエネルギ帯域の第２の詳細設定例を示す図である。
【００７２】
図９において横軸はＸ線照射部７のＸ線管から厚さ2.5mmのアルミニウムフィルタを透過して放出されるＸ線光子のエネルギ[keV]を示し、縦軸はＸ線照射部７のＸ線管から厚さ2.5mmのアルミニウムフィルタを透過して放出され、ヨウ素を透過して計数されるＸ線光子の正規化後の数を示す。
【００７３】
図９に示すように、Ｘ線スペクトルによってはＫ吸収端におけるＸ線光子数の極大値s_k1が、Ｘ線スペクトルの最大値となる場合がある。その場合には、Ｋ吸収端におけるエネルギEkよりもエネルギが大きい側に、Ｋ吸収端におけるＸ線光子数の極大値s_k1と同一の光子数となるエネルギが存在しない。そこで、i+1番目のエネルギ帯域の最大帯域幅Wi+1_maxを所定の幅に予め決定しておくことができる。或いは、i+1番目のエネルギ帯域の最大帯域幅Wi+1_maxを、Ｘ線スペクトルに応じた幅とすることもできる。例えば、図９に示すように、Ｋ吸収端におけるエネルギEkからエネルギ軸の正方向に向かってＫ吸収端におけるエネルギEkよりもエネルギが大きい側においてＸ線光子数が極大値となるときのエネルギE_B(i+1)_maxまでを、i+1番目のエネルギ帯域の最大帯域幅Wi+1_maxとしてもよい。
【００７４】
閾値設定部３２において設定すべきi番目とi+1番目の各エネルギ帯域の幅Wi, Wi+1は、造影剤の種類及びＸ線の線質ごとに予め決定してテーブルとして閾値保存部３３に保存することができる。尚、Ｘ線の線質は、Ｘ線管に印加される管電圧及びビームフィルタの種類によって定まる。
【００７５】
図１０は、図３に示す閾値保存部３３に保存されるテーブルの例を示す図である。
【００７６】
図１０に示すように、造影剤等のＸ線吸収体を構成する物質、Ｘ線管に印加される管電圧及びビームフィルタの種類ごとに適切なi番目とi+1番目の各エネルギ帯域の幅Wi, Wi+1を関連付けて閾値保存部３３に保存することができる。尚、図１０は、i=1、つまりWi=W1, Wi+1=W2の場合の例を示している。
【００７７】
これにより、閾値設定部３２は、入力装置５から取得したＸ線吸収体の特定情報及び制御信号生成部３１から取得したＸ線の線質を定める撮影条件に基づいて、i番目とi+1番目の各エネルギ帯域の適切な幅Wi, Wi+1を閾値保存部３３から取得することができる。そして、i番目とi+1番目の各エネルギ帯域の幅をWi, Wi+1とするための各エネルギ帯域の各境界、各エネルギ帯域の各境界となる各エネルギ並びに各境界を形成するために各比較器２４に印加すべき閾値電圧を特定することができる。
【００７８】
従って、閾値保存部３３は、複数のＸ線吸収体と、複数のＸ線吸収体の各Ｋ吸収端に応じた２つのＸ線のエネルギ帯域を決定するための情報とを関連付けて保存するエネルギ帯域保存部として機能している。そして、エネルギ帯域保存部としての閾値保存部３３には、Ｘ線管に印加される管電圧及びＸ線管の出力側に設置されるビームフィルタの識別情報の少なくとも一方を更に関連付けて２つのＸ線のエネルギ帯域を決定するための情報を保存することができる。
【００７９】
一方、閾値設定部３２は、エネルギ帯域保存部としての閾値保存部３３から関心のあるＸ線吸収体に対応する２つのエネルギ帯域を決定するための情報を取得するように構成されている。更に、管電圧及びビームフィルタの識別情報の少なくとも一方を関連付けて２つのＸ線のエネルギ帯域を決定するための情報が閾値保存部３３に保存されている場合には、閾値設定部３２は、閾値保存部３３を参照し、Ｘ線照射部７から照射されるＸ線の照射条件に対応する管電圧及びビームフィルタの少なくとも一方に基づいて２つのエネルギ帯域を設定するように構成されている。
【００８０】
Ｋ吸収端におけるエネルギEkを境界とするi番目とi+1番目の各エネルギ帯域以外のエネルギ帯域については、別の方法によって決定することができる。以下、i番目とi+1番目の各エネルギ帯域以外のエネルギ帯域の決定方法について説明する。
【００８１】
Ｘ線管から出力されるＸ線のエネルギスペクトルには、図６に示すように、Ｋ吸収端におけるエネルギEk付近におけるエネルギに限らず、広範囲のエネルギが含まれている。従って、仮に造影剤等のＸ線吸収体を構成する物質に応じて設定されたi番目とi+1番目の各エネルギ帯域におけるエネルギを有するＸ線光子の計数結果のみを画像化すると、他のエネルギ帯域におけるエネルギを有するＸ線は、単に被検体Ｏの被曝の増加に寄与することとなる。
【００８２】
そこで、３つ以上のエネルギ帯域をＸ線光子数の計数対象として設定し、Ｋ吸収端におけるエネルギEkを境界とするi番目とi+1番目の各エネルギ帯域以外のエネルギ帯域におけるエネルギを有するＸ線光子の計数結果も画像化することが好適である。つまり、被検体Ｏに照射されたＸ線を全て画像化することが無用な被曝の低減に繋がる。
【００８３】
Ｘ線管から出力されるＸ線のエネルギスペクトルには、i番目のエネルギ帯域よりも小さいエネルギ帯域と、i+1番目のエネルギ帯域よりも大きいエネルギ帯域が含まれる。このため、４つ以上のエネルギ帯域を画像化のためのＸ線光子数の計数対象として設定することがより効果的である。
【００８４】
図１１は、図３に示す閾値設定部３２においてＸ線光子数の計数対象として４つのエネルギ帯域を設定した例を示す図である。
【００８５】
図１１において横軸はＸ線照射部７のＸ線管から厚さ2.5mmのアルミニウムフィルタを透過して放出されるＸ線光子のエネルギ[keV]を示し、縦軸はＸ線照射部７のＸ線管から厚さ2.5mmのアルミニウムフィルタを透過して放出され、ヨウ素を透過して計数されるＸ線光子の正規化後の数を示す。
【００８６】
４つのエネルギ帯域を設定する場合には、i番目のエネルギ帯域よりも小さいエネルギ帯域と、i+1番目のエネルギ帯域よりも大きいエネルギ帯域が設定される。従って、Ｋ吸収端におけるエネルギEkを境界とするエネルギ帯域は、２番目と３番目になる。つまり、i=2となる。
【００８７】
最もエネルギが小さい１番目のエネルギ帯域の下限は、Ｘ線のエネルギスペクトルの下限とすることができる。一方、最もエネルギが大きい４番目のエネルギ帯域の上限は、Ｘ線のエネルギスペクトルの上限とすることができる。そして、１番目及び４番目のエネルギ帯域のデータも画像化して表示することにより、被検体Ｏの無用な被曝を最小限にすることができる。
【００８８】
尚、Ｘ線のエネルギスペクトルの下限と上限は、Ｘ線管に印加される管電圧及びビームフィルタの特性によって定まる。従って、図１０に示すように、１番目のエネルギ帯域と４番目のエネルギ帯域を決定するための情報を管電圧及びビームフィルタの種類と関連付けてテーブルとして閾値保存部３３に保存することができる。そして、管電圧及びビームフィルタの種類に応じて１番目のエネルギ帯域と４番目のエネルギ帯域を決定することができる。
【００８９】
図１２は、図３に示す閾値設定部３２においてＸ線光子数の計数対象として３つのエネルギ帯域を設定した例を示す図である。
【００９０】
図１２において横軸はＸ線照射部７のＸ線管から厚さ2.5mmのアルミニウムフィルタを透過して放出されるＸ線光子のエネルギ[keV]を示し、縦軸はＸ線照射部７のＸ線管から厚さ2.5mmのアルミニウムフィルタを透過して放出され、ヨウ素を透過して計数されるＸ線光子の正規化後の数を示す。
【００９１】
造影剤がヨウ素の場合には図１２に示すように、Ｋ吸収端におけるエネルギEkよりも小さいi番目のエネルギ帯域よりも更にエネルギが小さいエネルギスペクトルの範囲が、Ｋ吸収端におけるエネルギEkよりも大きいi+1番目のエネルギ帯域よりも更にエネルギが大きいエネルギスペクトルの範囲に比べて極端に小さくなる。
【００９２】
そこで、i番目のエネルギ帯域よりもエネルギが小さいエネルギ領域ではＸ線光子数の計数を行わずに、i+1番目のエネルギ帯域よりもエネルギが大きいエネルギスペクトルの範囲をＸ線光子数の計数対象となるエネルギ帯域に設定する。つまり、i番目のエネルギ帯域、i+1番目のエネルギ帯域及びi+1番目のエネルギ帯域よりもエネルギが大きいエネルギ帯域のみを画像化する。
【００９３】
この場合、Ｘ線光子数の計数対象となるエネルギ帯域の数は３となる。従って、Ｋ吸収端におけるエネルギEkを境界とするエネルギ帯域は、１番目と２番目になる。つまり、i=1となる。最もエネルギが大きい３番目のエネルギ帯域の上限は、Ｘ線のエネルギスペクトルの上限とする。従って、３番目のエネルギ帯域を決定するための情報についても、管電圧及びビームフィルタの種類に応じてテーブルとして閾値保存部３３に保存しておく。
【００９４】
一方、関心のあるＸ線吸収体が金である場合には、Ｋ吸収端におけるエネルギEkが80[keV]付近となる。従って、管電圧が110[kV]の場合には、Ｋ吸収端におけるエネルギEkよりも小さい範囲にエネルギスペクトルの大部分が存在することになる。このような場合には、図１２に示す例とは逆に、i番目のエネルギ帯域よりもエネルギが小さいエネルギスペクトルの範囲をＸ線光子数の計数対象となるエネルギ帯域に設定し、i+1番目のエネルギ帯域よりもエネルギが大きいエネルギ領域ではＸ線光子数の計数を行わないようにすることが適切である。その場合、最もエネルギが小さいエネルギ帯域が１番目となり、Ｋ吸収端におけるエネルギEkを境界とするエネルギ帯域は、２番目と３番目になる。
【００９５】
上述の例の他、５以上のエネルギ帯域をＸ線光子数の計数対象として設定することもできる。その場合には、最もエネルギが小さい１番目のエネルギ帯域の下限をＸ線のエネルギスペクトルの下限に設定し、最もエネルギが大きいｎ番目のエネルギ帯域の上限をＸ線のエネルギスペクトルの上限に設定することが無用な被検体Ｏの被曝低減に繋がる。そして、i番目のエネルギ帯域よりもエネルギが小さいエネルギスペクトルの範囲及びi+1番目のエネルギ帯域よりもエネルギが大きいエネルギスペクトルの範囲の少なくとも一方を均等に分割することによって５つ以上のエネルギ帯域を設定することができる。尚、図７は、i+1番目のエネルギ帯域よりもエネルギが大きいエネルギスペクトルの範囲を均等に２分割することによって５つのエネルギ帯域を設定した例を示している。
【００９６】
このように、関心のあるＸ線吸収体のＫ吸収端に応じた２つのエネルギ帯域よりもエネルギが大きい複数のエネルギ帯域及びエネルギが小さい複数のエネルギ帯域の少なくとも一方を、均等な帯域幅で設定することができる。尚、Ｋ吸収端に応じない複数のエネルギ帯域についても入力装置５からの指示情報に従って閾値設定部３２において設定することができる。
【００９７】
ここまでは、i番目のエネルギ帯域とi+1番目のエネルギ帯域の境界を、Ｋ吸収端におけるエネルギEkに一致させる例について説明したが、i番目のエネルギ帯域とi+1番目のエネルギ帯域の境界を、Ｋ吸収端におけるエネルギEkよりも所定の量だけ高く設定することも効果的である。これは、計数されるＸ線光子のエネルギに揺らぎが存在するためである。
【００９８】
図１３は、単色のＸ線光子の計数結果に対する揺らぎの影響を示す図である。
【００９９】
図１３において横軸は、Ｘ線光子のエネルギ[keV]を示し、縦軸は、Ｘ線光子の正規化後の数を示す。また、図１３において、黒のプロットは理想的なデータを示し、白のプロットは揺らぎによって実際に観測されるデータを示す。
【０１００】
図１３に示すように、33[keV]のエネルギを有する単色Ｘ線光子を照射する場合に検出器で計数される正規化後のＸ線光子の数は、理想的には33[keV]のエネルギにおいて100となる。しかしながら、実際には揺らぎによって、33[keV]のエネルギを有するＸ線光子の数が減少し、33[keV]の周辺の31[keV]から35[keV]のエネルギを有するＸ線光子が計数される。
【０１０１】
あるエネルギを有するＸ線光子の数は、理想的には、１つの振幅を有する電気信号に変換されて計数される。しかしながら、電気信号を処理する回路におけるノイズやＸ線の検出膜において生成される電荷数の揺らぎ等の要因によって、Ｘ線光子の数を表す電気信号の振幅が僅かに大きくなったり、小さくなる現象が起こる。これが、揺らぎの要因である。
【０１０２】
このような揺らぎは、連続的なエネルギスペクトルを有するＸ線を照射する場合にも生じる。造影剤のＫ吸収端付近では、Ｋ吸収端におけるエネルギEkよりも小さいエネルギを有するＸ線光子のうちある割合のＸ線光子が、Ｋ吸収端におけるエネルギEkよりも大きいエネルギを有するＸ線光子として計数される。逆に、Ｋ吸収端におけるエネルギEkよりも大きいエネルギを有するＸ線光子のうちある割合のＸ線光子が、Ｋ吸収端におけるエネルギEkよりも小さいエネルギを有するＸ線光子として計数される。
【０１０３】
つまり、Ｋ吸収端におけるエネルギEkよりも小さいエネルギを有する一部のＸ線光子がＫ吸収端におけるエネルギEkよりも大きいエネルギを有するＸ線光子の計数結果を増加させる。逆に、Ｋ吸収端におけるエネルギEkよりも大きいエネルギを有する一部のＸ線光子がＫ吸収端におけるエネルギEkよりも小さいエネルギを有するＸ線光子の計数結果を増加させる。
【０１０４】
Ｋ吸収端におけるエネルギEkよりも小さいエネルギ帯域において計数されるＸ線光子の数は、Ｋ吸収端におけるエネルギEkよりも大きいエネルギ帯域において計数されるＸ線光子の数よりも多い。従って、Ｋ吸収端におけるエネルギEkよりも小さいエネルギを有するＸ線光子がＫ吸収端におけるエネルギEkよりも大きいエネルギ帯域に混入して計数される影響の方が、Ｋ吸収端におけるエネルギEkよりも大きいエネルギを有するＸ線光子がＫ吸収端におけるエネルギEkよりも小さいエネルギ帯域に混入して計数される影響よりも大きい。つまり、Ｋ吸収端におけるエネルギEkよりも小さいエネルギを有するＸ線光子がＫ吸収端におけるエネルギEkよりも大きいエネルギ帯域に混入することは、Ｋ吸収端前後におけるＸ線光子数の比とともにコントラストを減少させることに繋がる。
【０１０５】
そこで、Ｋ吸収端におけるエネルギEkよりも小さいエネルギを有するＸ線光子が、揺らぎによってＫ吸収端におけるエネルギEkよりも大きいエネルギ帯域のＸ線光子として計数される数が低減されるように、Ｋ吸収端におけるエネルギEkに合わせて隣接するi番目のエネルギ帯域とi+1番目のエネルギ帯域との境界を、Ｋ吸収端におけるエネルギEkよりも所定の量だけ大きいエネルギに設定することが好適である。このため、閾値設定部３２は、関心のあるＸ線吸収体のＫ吸収端におけるエネルギが２つのエネルギ帯域の境界からエネルギが大きい側に所定の量だけシフトするように、２つのエネルギ帯域を設定する機能を有している。
【０１０６】
図１４は、図３に示す閾値設定部３２において揺らぎの影響が低減されるようにi番目のエネルギ帯域とi+1番目のエネルギ帯域を設定した例を示す図である。
【０１０７】
図１４において横軸はＸ線照射部７のＸ線管から厚さ2.5mmのアルミニウムフィルタを透過して放出されるＸ線光子のエネルギ[keV]を示し、縦軸はＸ線照射部７のＸ線管から厚さ2.5mmのアルミニウムフィルタを透過して放出され、ヨウ素を透過して計数されるＸ線光子の正規化後の数を示す。
【０１０８】
図１４に示すように、Ｋ吸収端におけるエネルギEkに合わせて隣接するi番目のエネルギ帯域とi+1番目のエネルギ帯域との境界を、Ｋ吸収端におけるエネルギEkよりも所定の量Eshiftだけ大きいエネルギに設定する。Ｋ吸収端におけるエネルギEkからシフトさせる所定のエネルギ量Eshiftは、Ｘ線検出器８内の回路におけるノイズの測定等によって経験的に決定する。
【０１０９】
例えば、図１３に示す揺らぎの影響を受けて観測されるＸ線のエネルギスペクトルをガウス分布とみなし、エネルギスペクトルの標準偏差をσ[keV]とすると、所定のエネルギ量Eshiftは、任意の正の係数kを用いてkσとすることができる。その場合、正の係数k=1とすれば、揺らぎによる影響を約68%除去することができる。
【０１１０】
このようなエネルギ帯域の設定によって、Ｋ吸収端におけるエネルギEkよりも大きいi+1番目のエネルギ帯域におけるＸ線光子の計数結果の、揺らぎに起因する増加を抑制することができる。そして、本来得られるべきコントラストの劣化を防止することができる。但し、以降では説明簡易化のため、Ｋ吸収端におけるエネルギEkがi番目のエネルギ帯域とi+1番目のエネルギ帯域との境界に設定される場合を例に説明する。
【０１１１】
閾値設定部３２には、このような造影剤、薬剤又はデバイス等のＸ線吸収体を使用したＫ吸収端差分法によるＸ線撮影用のエネルギ帯域に加え、通常のＸ線撮影用のエネルギ帯域を設定する機能も備えられる。
【０１１２】
Ｘ線検出器８の回路規模を低減させる観点からは、Ｘ線光子数の計数対象となるエネルギ帯域の数を必要最小限とすることが望ましい。従って、通常のＸ線撮影用には、Ｘ線のエネルギ領域を均等に分割することによって、Ｘ線検出器８に備えられる比較器２４の数に対応して弁別可能な複数のエネルギ帯域を設定することが好適である。尚、図６は、比較器２４の数に合わせて５つの均等な幅を有するエネルギ帯域と、Ｘ線光子の計数対象としない低エネルギ帯域とを設定した例を示している。
【０１１３】
従って、閾値設定部３２におけるエネルギ帯域の設定の際には、Ｘ線撮影が通常のＸ線撮影であるのかＫ吸収端差分法によるＸ線撮影であるのかを特定する情報が入力装置５から入力される。そして、通常のＸ線撮影を行う場合には、図６に例示されるようにＸ線検出器８において弁別可能な数のエネルギ帯域が均等な幅となるように設定される。
【０１１４】
一方、Ｋ吸収端差分法によるＸ線撮影を行う場合には、造影剤、薬剤又はデバイス等の画像化対象となる関心のあるＸ線吸収体の特定情報が更に入力装置５から入力される。そして、Ｘ線吸収体を構成する物質のＫ吸収端におけるエネルギEkに応じた複数のエネルギ帯域が閾値設定部３２により設定される。
【０１１５】
従って、閾値設定部３２は、Ｘ線撮影がＫ吸収端差分法によるＸ線撮影であるか否か及び関心のあるＸ線吸収体を入力装置５の操作によって入力するための設定画面をユーザインターフェースとして表示装置６に表示させる機能を有している。そして、閾値設定部３２は、表示装置６に表示させた設定画面を通じた入力装置５の操作によって入力された情報に基づいて、撮影目的に応じた適切なエネルギ帯域を設定するように構成されている。
【０１１６】
尚、Ｘ線診断装置１の使用目的が限定されている場合には、Ｘ線撮影時における造影剤等の関心のあるＸ線吸収体を特定するための情報の入力を省略することもできる。例えば、Ｘ線診断装置１が循環器の検査用であれば、使用される造影剤はヨウ素を含むがバリウム等は含まない。また、Ｘ線診断装置１が消化管の検査用であれば、使用される造影剤はバリウムを含むがヨウ素等は含まない。従って、Ｘ線診断装置１の据付時や定期的な点検時において関心のあるＸ線吸収体を特定するようにしてもよい。この場合には、エネルギ帯域を設定するためにユーザインターフェースを通じて閾値設定部３２に入力される情報が、Ｘ線撮影が通常のＸ線撮影であるのか或いはＫ吸収端差分法によるＸ線撮影であるのかを選択する情報のみとなる。
【０１１７】
差分処理部３０は、閾値設定部３２において設定されたi番目のエネルギ帯域におけるＸ線光子の各画素における計数結果を示す計数信号と、i+1番目のエネルギ帯域におけるＸ線光子の各画素における計数結果を示す計数信号との差分処理によって差分画像データを生成する機能と、当該差分処理を含む処理によって造影剤等の関心のあるＸ線吸収体の厚さを表すＸ線画像データを生成する機能とを有する。つまり、差分処理部３０は、i番目のエネルギ帯域とi+1番目のエネルギ帯域に対応する２つのＸ線検出データに対する差分処理を含むデータ処理によって関心のあるＸ線吸収体が描出されたＸ線画像データを生成する機能を有している。
【０１１８】
但し、差分処理に先立って、各計数信号の対数変換処理及び正規化処理を行うことが望ましい。すなわち、対数変換後の２つのＸ線検出データに対して差分処理を実行することが望ましい。加えて、実質的に２つのエネルギ帯域の各帯域幅Wi, Wi+1を用いた正規化後の２つのＸ線検出データに対して差分処理を実行することが望ましい。尚、対数変換後に正規化を行う場合には、正規化を引き算として実行することもできる。
【０１１９】
以下、差分画像データ及び造影剤の厚さを表すＸ線画像データの生成処理について説明する。
【０１２０】
i番目とi+1番目の各エネルギ帯域の幅Wi, Wi+1をＫ吸収端に合わせて設定すると、i番目のエネルギ帯域におけるＸ線光子の１画素における計数信号Ci(xp, xc)及びi+1番目のエネルギ帯域におけるＸ線光子の１画素における計数信号Ci+1(xp, xc)は、それぞれ式(8)及び式(9)で表される。
Ci(xp, xc) = ∫idE・φ(E)・Matt(E)・Patt(E, xp)・Catt(E, xc)・Dabs(E, xd)  (8)
Ci+1(xp, xc) = ∫i+1dE・φ(E)・Matt(E)・Patt(E, xp)・Catt(E, xc)・Dabs(E, xd)  
(9)
但し、式(8)及び式(9)において、
E：Ｘ線光子のエネルギ
∫idE：Ei1からEi2までの積分
Ei1：i番目のエネルギ帯域の最小値
Ei2：i番目のエネルギ帯域の最大値
∫i+1dE：E(i+1)1からE(i+1)2までの積分
E(i+1)1：i+1番目のエネルギ帯域の最小値
E(i+1)2：i+1番目のエネルギ帯域の最大値
である。
【０１２１】
式(8)において積分の中の関数は連続であるため、式(10)を満たすようなＸ線光子のエネルギEi(Ei1<Ei<Ei2)が存在する。但し、Wi=Ei2-Ei1である。
Ci(xp, xc) = φ(Ei)・Wi・Matt(Ei)・Patt(Ei, xp)・Catt(Ei, xc)・Dabs(Ei, xd)   (10)
【０１２２】
同様に、式(9)において積分の中の関数は連続であるため、式(11)を満たすようなＸ線光子のエネルギEi+1(E(i+1)1<Ei+1<E(i+1)2)が存在する。但し、Wi+1=E(i+1)2-E(i+1)1である。
Ci+1(xp, xc) = φ(Ei+1)・Wi+1・Matt(Ei+1)・Patt(Ei+1, xp)・Catt(Ei+1, xc)・Dabs(Ei+1, xd)  (11)
【０１２３】
尚、式(10)及び式(11)においてφ(Ei)・Wi及びφ(Ei+1)・Wi+1は、それぞれエネルギ帯域Wi(=Ei2-Ei1), Wi+1(=E(i+1)2-E(i+1)1)における光子数に相当する。また、i番目とi+1番目の各エネルギ帯域の境界Ei1、Ei2、E(i+1)1、E(i+1)2すなわち各エネルギ帯域の幅Wi, Wi+1は、図１０に示すように造影剤を構成する元素、Ｘ線管に印加される管電圧及びビームフィルタの種類に応じて決定することができる。
【０１２４】
差分画像データは、Ｋ吸収端におけるエネルギEkを境界として隣接する２つのエネルギ帯域におけるＸ線光子の計数結果として式(10)及び式(11)に示す計数信号Ci(xp, xc), Ci+1(xp, xc)の差分処理によって生成することができる。但し、上述したように差分処理に先立って対数変換処理を行うことが望ましい。
【０１２５】
これは、Ｘ線が被検体Ｏ及び造影剤によって指数関数的に減衰する特性を有するためである。Ｘ線光子の計数結果は、式(10)及び式(11)に示すように、被検体ＯによるＸ線の減衰率と造影剤によるＸ線の減衰率の積に相当するＸ線の全減衰率に対応する計数結果となる。そこで、差分画像データを生成する際には、被検体ＯによるＸ線の減衰率と造影剤によるＸ線の減衰率を、対数変換により積から和へ変換してから差分処理を行うことにより、被検体Ｏの厚さ及び被検体ＯによるＸ線の減衰率の影響が低減された、造影剤の厚さに対応するＸ線光子の計数結果を計数信号Ci(xp, xc), Ci+1(xp, xc)として得ることができる。
【０１２６】
更に、Ｋ吸収端におけるエネルギEkを境界として隣接する２つのエネルギ帯域の幅Wi, Wi+1が異なるため、Ｘ線検出器８からの計数信号Ci(xp, xc), Ci+1(xp, xc)を各エネルギ帯域の幅Wi, Wi+1で正規化することが望ましい。つまり、各エネルギ帯域におけるＸ線光子の計数結果を各エネルギ帯域の幅Wi, Wi+1で除算する正規化処理によって、単位エネルギ当たりのＸ線光子数を用いた差分画像データの生成を行うことができる。
【０１２７】
従って、差分画像データSub(xp, xc)は、式(12)の第１式により求めることができる。
Sub(xp, xc) = ln{Ci(xp, xc)/Wi}-ln{Ci+1(xp, xc)/Wi+1}
= ln[{φ(Ei)・Matt(Ei)・Patt(Ei, xp)・Catt(Ei, xc)・Dabs(Ei, xd)}/{φ(Ei+1)・Matt(Ei+1)・Patt(Ei+1, xp)・Catt(Ei+1, xc)・Dabs(Ei+1, xd)}]
= ln{φ(Ei)/φ(Ei+1)・Matt(Ei)/Matt(Ei+1)・Patt(Ei, xp)/Patt(Ei+1, xp)・Catt(Ei, xc)/Catt(Ei+1, xc)・Dabs(Ei, xd)/Dabs(Ei+1, xd)}   (12)
【０１２８】
式(12)の最後の式において造影剤に関する第４項Catt(Ei, xc)/Catt(Ei+1, xc)と、その他の第１項φ(Ei)/φ(Ei+1)、第２項Matt(Ei)/Matt(Ei+1)、第３項Patt(Ei, xp)/Patt(Ei+1, xp)及び第５項Dabs(Ei, xd)/Dabs(Ei+1, xd)とを分け、第１項φ(Ei)/φ(Ei+1)、第２項Matt(Ei)/Matt(Ei+1)、第３項Patt(Ei, xp)/Patt(Ei+1, xp)及び第５項Dabs(Ei, xd)/Dabs(Ei+1, xd) の積をα(Ei, Ei+1, xp, xd)とすると、式(12)は式(13)となる。
Sub(xp, xc) = ln{Catt(Ei, xc)/Catt(Ei+1, xc)}+ln{α(Ei, Ei+1, xp, xd)}  (13)
【０１２９】
造影剤とＸ線管の陽極が近い原子番号の物質で構成されていない限り、造影剤のＫ吸収端前後においてＸ線スペクトルφ(E)は連続に変化すると考えてよい。例えば、造影剤として使用されるヨウ素の原子番号は53、キセノンの原子番号は54、バリウムの原子番号は56、ガドリニウムの原子番号は64である。また、薬剤やデバイスの一部として使用される金の原子番号は79である。
【０１３０】
これに対して、Ｘ線管の陽極として一般に使用されるモリブデンの原子番号は42、ロジウムの原子番号は45、タングステンの原子番号は74である。また、モリブデンのＫ吸収端におけるエネルギは20.008[keV]、ロジウムのＫ吸収端におけるエネルギは23.230[keV]、タングステンのＫ吸収端におけるエネルギは69.533[keV]である。
【０１３１】
従って、造影剤とＸ線管の陽極は、近い原子番号の物質で構成されていないと考えて差し支えない。
【０１３２】
また、式(12)の第２項Matt(Ei)/Matt(Ei+1)、第３項Patt(Ei, xp)/Patt(Ei+1, xp)及び第５項Dabs(Ei, xd)/Dabs(Ei+1, xd) は、造影剤のＫ吸収端前後において連続的に特性が変化する物質に関する項である。
【０１３３】
従って、Ｋ吸収端よりも負側のエネルギEi(Ei1<Ei<Ei2)と正側のエネルギEi+1(E(i+1)1<Ei+1<E(i+1)2)が非常に近い値である場合には、第１項φ(Ei)/φ(Ei+1)、第２項Matt(Ei)/Matt(Ei+1)、第３項Patt(Ei, xp)/Patt(Ei+1, xp)及び第５項Dabs(Ei, xd)/Dabs(Ei+1, xd) の積α(Ei, Ei+1, xp, xd)は、１に近い値となる。
【０１３４】
一方、Ｋ吸収端よりも負側のエネルギEiと正側のエネルギEi+1が非常に近い値でない場合には、積α(Ei, Ei+1, xp, xd)は、ある大きさの値となる。但し、被検体Ｏの厚さxpが分かれば、他のパラメータは装置固有の量である。従って、積α(Ei, Ei+1, xp, xd)は、キャリブレーションによって予め求めておくことができる。
【０１３５】
このため、式(14)に示すように、式(13)の右辺の第１項のみを画像化することができる。
ln{Catt(Ei, xc)/Catt(Ei+1, xc)} = Sub(xp, xc)-ln{α(Ei, Ei+1, xp, xd)}    (14)
【０１３６】
式(14)の左辺における値として生成されるＸ線画像データでは、造影剤が存在しない画素における画素値がゼロとなる。従って、造影剤の有無が強調されたコントラストの高いＸ線画像データを得ることができる。
【０１３７】
式(14)において造影剤によるエネルギEiに対応するＸ線の吸収特性Catt(Ei, xc)は、式(6)と同様に式(15)で表される。
Catt(Ei, xc) = exp{-μc(Ei)・xc}  (15)
【０１３８】
よって式(14)の左辺は、式(16)となる。
ln{Catt(Ei, xc)/Catt(Ei+1, xc)} = ln[exp{-μc(Ei)・xc}/exp{-μc(Ei+1)・xc}]
= {-μc(Ei)+μc(Ei+1)}・xc  (16)
【０１３９】
従って、式(14)は、式(17)となる。
{-μc(Ei)+μc(Ei+1)}・xc = Sub(xp, xc)-ln{α(Ei, Ei+1, xp, xd)}    (17)
【０１４０】
式(17)より造影剤の厚さxcを式(18)のように求めることができる。
xc = [Sub(xp, xc)-ln{α(Ei, Ei+1, xp, xd)}]/{-μc(Ei)+μc(Ei+1)}
= [ln{Ci(xp, xc)/Wi}-ln{Ci+1(xp, xc)/Wi+1}-ln{α(Ei, Ei+1, xp, xd)}]/{-μc(Ei)+μc(Ei+1)}
= [ln{Ci(xp, xc)}-ln{Ci+1(xp, xc)}-{ln(Wi)-ln(Wi+1)}-ln{α(Ei, Ei+1, xp, xd)}]/{-μc(Ei)+μc(Ei+1)}    (18)
【０１４１】
式(18)に示すように、Ｘ線検出器８から出力される計数信号Ci(xp, xc), Ci+1(xp, xc) の対数変換結果の差分からエネルギ帯域の幅Wi, Wi+1の対数変換結果の差分及び装置固有の値α(Ei, Ei+1, xp, xd)を減算し、更に減算結果を造影剤のＫ吸収端の前後に設定したエネルギレベルEi, Ei+1におけるＸ線吸収係数μc(Ei), μc(Ei+1)の差で除算することにより、造影剤固有の情報として造影剤の厚さxcを求めることができる。この造影剤の厚さxcは、式(14)で示される画像データと同様に造影剤の有無を強調する画像データである。具体的には、式(18)に示す画像データは、画素値が造影剤の厚さxcを示す画像情報である。
【０１４２】
吸収係数保存部３６には、造影剤等のＸ線吸収体を構成する物質ごとのＸ線吸収係数μc(Ei), μc(Ei+1)が保存されている。そして、差分処理部３０は、式(18)に示す演算によって造影剤の厚さxcを求める際には、入力装置５から閾値設定部３２を通じて取得したＸ線吸収体の特定情報に基づいて吸収係数保存部３６から対応するＸ線吸収係数μc(Ei), μc(Ei+1)を取得するように構成されている。
【０１４３】
式(18)において装置固有の値α(Ei, Ei+1, xp, xd)は、画素の位置、Ｘ線管に印加される管電圧、ビームフィルタの種類、寝台１０や乳房撮影装置の場合に使用される圧迫板等のＸ線吸収体、Ｘ線が透過する被検体Ｏの厚さ、造影剤を構成する元素、Ｘ線検出器８の検出膜の種類及び厚さ等の様々な条件に依存して変化する。そこで、これらの条件について詳述する。
【０１４４】
上述のように、装置固有の値α(Ei, Ei+1, xp, xd)は、式(12)の第１項φ(Ei)/φ(Ei+1)、第２項Matt(Ei)/Matt(Ei+1)、第３項Patt(Ei, xp)/Patt(Ei+1, xp)及び第５項Dabs(Ei, xd)/Dabs(Ei+1, xd) の積である。
【０１４５】
第１項φ(Ei)/φ(Ei+1)の値を決定する、各画素に向かってＸ線管から照射されるエネルギEのＸ線光子の数φ(E)は、画素ごとに異なる。これは、Ｘ線管から照射されるＸ線の強度に、空間的な不均等性があるためである。つまり、エネルギEのＸ線光子の数φ(E)は、空間位置に依存して異なるということになる。
【０１４６】
また、Ｘ線管に印加される管電圧は、ユーザによって任意に設定される場合がある。或いは、Ｘ線管の管電圧は、予め定められた撮影条件に従って自動制御される。従って、Ｘ線管に印加される管電圧は、通常一定にならない。Ｘ線管の管電圧が変化すると、管電圧に依存してＸ線のエネルギスペクトルの形状が変化する。よって、式(12)の第１項φ(Ei)/φ(Ei+1) の値は、Ｘ線管に印加される管電圧に依存して変化する。
【０１４７】
更に、Ｘ線管の出力口付近には、ビームフィルタが設置される。ビームフィルタは、被検体Ｏに照射されるＸ線のエネルギスペクトルを調整する役割を担っている。ビームフィルタには、一様な厚さの金属箔が用いられることが多い。しかしながら、ビームフィルタの厚さは、完全に均一ではない。従って、ビームフィルタを透過したＸ線の強度には、空間的な不均一性が存在する。加えて、ビームフィルタの透過特性は、Ｘ線のエネルギEi, Ei+1に依存して僅かに異なる。よって、エネルギEのＸ線光子の数φ(E)及び式(12)の第１項φ(Ei)/φ(Ei+1)の値は、ビームフィルタの影響により、空間位置に応じて異なる。
【０１４８】
寝台１０や圧迫板等のＸ線照射部７とＸ線検出器８との間に存在するＸ線吸収体の厚さは、厳密には場所ごとに異なる。また、Ｘ線吸収体のＸ線透過特性は、Ｘ線のエネルギEi, Ei+1に依存して僅かに異なる。よって、式(12)の第２項Matt(Ei)/Matt(Ei+1)の値は、空間位置に応じて異なる。尚、圧迫板等のＸ線吸収体を検査目的に応じて交換する場合には、設置されるＸ線吸収体に応じて式(12)の第２項Matt(Ei)/Matt(Ei+1)の値が変わることになる。
【０１４９】
被検体Ｏの厚さxpは、位置ごとに異なる。また、被検体ＯのＸ線透過特性は、Ｘ線のエネルギEi, Ei+1に依存して僅かに異なる。よって、式(12)の第３項Patt(Ei, xp)/Patt(Ei+1, xp)の値は、被検体Ｏの位置、つまり空間位置に応じて異なる。
【０１５０】
Ｋ吸収端におけるエネルギEkは、造影剤の材質ごとに異なる。従って、Ｋ吸収端におけるエネルギEkの前後となるように設定されるＸ線のエネルギEi, Ei+1は、造影剤の材質に応じて異なる。よって、造影剤の材質に応じて式(12)の第１項φ(Ei)/φ(Ei+1)、第２項Matt(Ei)/Matt(Ei+1)、第３項Patt(Ei, xp)/Patt(Ei+1, xp)及び第５項Dabs(Ei, xd)/Dabs(Ei+1, xd)の各値が変わることになる。
【０１５１】
Ｘ線検出器８のＸ線検出膜の種類及び厚さも値α(Ei, Ei+1, xp, xd)に影響を与える。例えば、値α(Ei, Ei+1, xp, xd)は、Ｘ線検出膜の厚さxdの関数である。よって、Ｘ線検出器８を、Ｘ線検出膜の厚さxdが異なる別の検出器に交換すると、値α(Ei, Ei+1, xp, xd)が変化する。また、Ｘ線検出器８の交換によってＸ線検出膜の材質が変わる場合にも、値α(Ei, Ei+1, xp, xd)が変化する。
【０１５２】
このように、値α(Ei, Ei+1, xp, xd)は、様々な条件に依存して変化する。従って、式(14)で求められる造影剤の強調画像データln{Catt(Ei, xc)/Catt(Ei+1, xc)}の画素値及び式(18)で造影剤の厚さxcとして求められる画像データの画素値は、造影剤の厚さxcが一定であっても、上述した条件に応じて変化することになる。すなわち、画素位置、管電圧やビームフィルタ等の撮影条件、寝台１０や圧迫板等のＸ線吸収体、被検体Ｏの厚さxp、Ｘ線検出器８の検出膜の材質及び厚さxd、造影剤を構成する元素等の条件に応じて造影剤の強調画像データln{Catt(Ei, xc)/Catt(Ei+1, xc)}の画像レベルが変動することになる。
【０１５３】
造影剤の強調画像データln{Catt(Ei, xc)/Catt(Ei+1, xc)}及び造影剤の厚さxcを画素値とする画像データの画像レベルの変動は、キャリブレーションにより予め求めた各ケースでの値α(Ei, Ei+1, xp, xd)を用いることにより低減させることができる。具体的な手順を以下に示す。キャリブレーションでは人体を模擬したアクリル板等のファントムを被検体Ｏとして設定し、造影剤を使用せずにＸ線撮影を行う。
【０１５４】
造影剤を使用しない場合には、造影剤の厚さxc=0である。また、造影剤に対するＸ線の透過率は100%となる。従って、式(19)が成立する。
Catt(Ei, 0) = Catt(Ei+1, 0)    (19)
【０１５５】
従って、式(13)に示す差分処理は、式(20)となる。
Sub(xp, 0) = ln{Catt(Ei, 0)/Catt(Ei+1, 0)}+ln{α(Ei, Ei+1, xp, xd)}
= ln{α(Ei, Ei+1, xp, xd)}    (20)
【０１５６】
複数の条件に対してファントムを用いた非造影のＸ線撮影を行い、式(12)の第１式で示す演算を実行すると式(20)により、複数の条件に対応するln{α(Ei, Ei+1, xp, xd)}の値を求めることができる。すなわち、造影剤の強調画像データln{Catt(Ei, xc)/Catt(Ei+1, xc)}及び造影剤の厚さxcを画素値とする画像データの画像レベルに影響を与える画素位置、管電圧やビームフィルタ等の撮影条件、寝台１０や圧迫板等のＸ線吸収体、被検体Ｏの厚さxp、Ｘ線検出器８の検出膜の材質及び厚さxd等の条件に応じたln{α(Ei, Ei+1, xp, xd)}の値を求めることができる。
【０１５７】
具体例として、管電圧を50, 60, 70, 80, 90, 100, 110[kV]等の複数の値に設定する、ビームフィルタとしてアルミニウム(Al)フィルタ及びタンタル(Ta)フィルタを使用する、使用され得る寝台１０及び圧迫板を設置する、5, 10, 15, 20, 25, 30[cm]等の複数の厚さのファントムをセットする、使用され得るＸ線検出器８に交換する、といった撮影条件の変更を伴ってＸ線撮影及び式(20)に示す差分処理を行うことができる。また、各撮像条件でのＸ線撮影では、ヨウ素、バリウム、金、ガドリニウム等の造影剤、薬剤及びデバイスを構成する各種元素のＫ吸収端に合わせたＸ線光子のエネルギ帯域を設定してそれぞれＸ線撮影を行う。
【０１５８】
そうすると、複数の条件に対応するln{α(Ei, Ei+1, xp, xd)}の値を各造影剤、薬剤及びデバイス等の複数のＸ線吸収体に対して求めることができる。ln{α(Ei, Ei+1, xp, xd)}の値を求める機能は、差分処理部３０に備えることができる。また、差分処理部３０によって取得されたln{α(Ei, Ei+1, xp, xd)}の値は、各条件及び造影剤等の各Ｘ線吸収体と関連付けてテーブルとしてキャリブレーションデータ保存部３５に保存することができる。尚、ln{α(Ei, Ei+1, xp, xd)}の値は画素ごとに算出されるため、画像データと同様な２次元の画素値を有する参照データとなる。
【０１５９】
そして、差分処理部３０は、被検体ＯのＸ線造影撮影の際に、キャリブレーションデータ保存部３５に保存された参照データを参照して式(18)に示す造影剤の厚さxcを算出できるように構成されている。すなわち、キャリブレーションデータ保存部３５に複数の撮影条件及び造影剤等の複数のＸ線吸収体に対応する参照データとして保存されたln{α(Ei, Ei+1, xp, xd)}の値から、Ｘ線造影撮影の条件に最も近い撮影条件とＸ線造影撮影に用いられるＸ線吸収体に対応するln{α(Ei, Ei+1, xp, xd)}の値を取得して式(18)に示す演算を行うことができる。尚、参照データを特定するためのＸ線撮影の条件は、制御信号生成部３１から取得することができる。これにより、造影剤の厚さxcを表すＸ線画像データを生成することができる。
【０１６０】
従って、キャリブレーションデータ保存部３５は、複数の造影剤等のＸ線吸収体及び複数の撮影条件に関連付けられた複数の参照データを保存する参照データ保存部としての機能を有する。そして、差分処理部３０は、キャリブレーションデータ保存部３５に保存された複数の参照データのうち、対応するＸ線吸収体及び撮影条件に関連付けられた参照データを参照することによって、関心のあるＸ線吸収体の厚さxcを表すＸ線画像データを生成するように構成されている。
【０１６１】
Ｘ線画像生成部３４は、通常のＸ線撮影においてＸ線検出器８から出力されるエネルギ帯域別のＸ線光子の計数結果に基づいてＸ線画像データを生成する機能と、Ｋ吸収端差分法におけるＸ線撮影において設定された全てのエネルギ帯域において計数されたＸ線光子の計数結果に基づいてＸ線画像データを生成する機能とを有する。Ｘ線画像データは、Ｘ線検出器８から出力されるＸ線光子の計数信号を画素値とする画像データとすることもできるし、計数信号に基づいて抽出される被検体Ｏ又は造影剤の厚さを画素値とする画像データとすることもできる。
【０１６２】
Ｘ線光子の計数信号はエネルギ帯域別に取得されるため、Ｘ線画像データもエネルギ帯域別に生成される。そこで、複数のエネルギ帯域に対応する複数フレームのＸ線画像データを加重平均することによって異なる複数のエネルギ帯域に共通の１フレームのＸ線画像データを生成することができる。或いは、複数のエネルギ帯域に対応する複数フレームのＸ線画像データから代表する１フレームのＸ線画像データを選択することによって、異なる複数のエネルギ帯域に共通の１フレームのＸ線画像データを取得することもできる。
【０１６３】
すなわち、閾値設定部３２において、Ｋ吸収端差分法によるＸ線撮影用の２つのエネルギ帯域以外のエネルギ帯域を含む３つ以上のエネルギ帯域が設定された場合には、Ｘ線画像生成部３４において、３つ以上のエネルギ帯域の少なくとも１つのエネルギ領域に対応するＸ線検出データに基づいてＫ吸収端に対応しないコントラストを有するＸ線画像データを生成することができる。換言すれば、閾値設定部３２において、Ｋ吸収端に応じない単一又は複数のエネルギ帯域が設定された場合には、Ｘ線画像生成部３４において、Ｋ吸収端に応じない複数のエネルギ帯域に対応するＸ線検出データに基づいてＫ吸収端に対応しないコントラストを有するＸ線画像データを生成することができる。
【０１６４】
画像データ保存部３７は、差分処理部３０及びＸ線画像生成部３４等の医用画像処理装置１５の構成要素において生成されたＸ線画像データを保存するための記憶装置である。尚、画像データ保存部３７に保存されるＸ線画像データが、特定のエネルギ帯域に対応している場合には、Ｘ線画像データの付帯情報としてエネルギ帯域を特定する情報を付帯させることが好適である。エネルギ帯域を特定するための付帯情報の生成は、差分処理部３０及びＸ線画像生成部３４等のＸ線画像データを生成する構成要素において行うことができる。
【０１６５】
画像合成部３８は、Ｋ吸収端差分法におけるＸ線撮影において差分処理部３０において生成された差分画像データ又は造影剤の厚さを表す画像データと、Ｘ線画像生成部３４により全てのエネルギ帯域におけるＸ線光子の計数結果に基づいて生成されたＸ線画像データとを合成する機能を有する。つまり、画像合成部３８では、関心のあるＸ線吸収体が描出されたＸ線画像データを、Ｘ線吸収体のＫ吸収端に対応しないコントラストを有するＸ線画像データと合成することができる。
【０１６６】
差分画像データImg_keと全てのエネルギ帯域に共通のＸ線画像データImg_totとの合成画像データImgは、重みω1、ω2を用いて式(21)により生成することができる。
Img = ω1・Img_ke+ω2・Img_tot  (21)
【０１６７】
つまり、差分画像データImg_keと全てのエネルギ帯域に共通のＸ線画像データImg_totとの重み付け加算処理によって合成画像データImgを生成することができる。重み付け加算処理の重みω1、ω2は任意に設定することができる。
【０１６８】
フィルタ処理部４０は、画像合成部３８におけるＸ線画像データの合成処理に先立って、差分画像データ又は造影剤の厚さを表す画像データにノイズ低減用のフィルタ処理を施す機能を有する。ノイズ低減フィルタとしては、空間方向におけるフィルタ、時間方向におけるフィルタ、線形フィルタ、モルフォロジカルフィルタ等の非線形フィルタなど、任意のフィルタを用いることができる。
【０１６９】
圧縮処理部３９は、画像合成部３８において差分画像データ又は造影剤の厚さを表す画像データとの合成対象となるＸ線画像データに対して、ダイナミックレンジの圧縮処理を行う機能を有する。
【０１７０】
表示処理部４１は、差分処理部３０、Ｘ線画像生成部３４及び画像合成部３８等の医用画像処理装置１５の各構成要素において生成されたＸ線画像データ及び画像データ保存部３７に保存されたＸ線画像データに必要な表示処理を施して表示装置６に表示させる機能を有する。尚、Ｋ吸収端差分法におけるＸ線撮影において差分処理部３０において生成された差分画像データと、Ｘ線画像生成部３４により全てのエネルギ帯域におけるＸ線光子の計数結果に基づいて生成されたＸ線画像データとを、合成せずに表示装置６に並列表示させることもできる。
【０１７１】
（動作および作用）
次にＸ線診断装置１の動作および作用について説明する。ここでは、Ｋ吸収端差分法により被検体ＯのＸ線造影画像データを生成する場合について説明する。
【０１７２】
まず、ユーザは、入力装置５を操作してＫ吸収端差分法によるＸ線撮影の選択情報を閾値設定部３２に入力する。続いて、ユーザは、入力装置５を操作して造影剤の選択情報を閾値設定部３２に入力する。このため、閾値設定部３２は、閾値保存部３３に保存された図１０に例示されるようなテーブルを参照してＫ吸収端差分法によるＸ線撮影を実行するためのエネルギ帯域を設定する。これにより、図７、図１１又は図１２に例示されるような造影剤のＫ吸収端に対応した複数のエネルギ帯域がＸ線光子数の計数対象として設定される。
【０１７３】
一方、寝台１０の天板に被検体Ｏがセットされる。そして、被検体Ｏには造影剤が注入される。続いて、制御系３の撮影位置制御装置３Ｂから撮像条件に応じた制御信号が出力され、駆動機構９が駆動する。これにより、Ｘ線照射部７及びＸ線検出器８が所定の位置に位置決めされる。一方、制御系３の高電圧発生装置３ＡからＸ線照射部７のＸ線管に高電圧が印加される。これにより、Ｘ線照射部７のＸ線管から被検体Ｏの撮像部位にＸ線が照射される。
【０１７４】
そして、被検体Ｏ及び造影剤を透過したＸ線の光子が、Ｘ線検出器８によりＸ線検出データとして収集される。具体的には、Ｘ線検出器８において、複数の画素位置についてそれぞれ複数のエネルギ帯域別にＸ線の光子を計数することによってＸ線検出データが収集される。
【０１７５】
続いて、Ｘ線検出器８は、画素別かつエネルギ帯域別のＸ線光子の計数結果を、Ｘ線光子の計数信号として医用画像処理装置１５に出力する。そして、医用画像処理装置１５の差分処理部３０では、造影剤の厚さを表すＸ線造影画像データの生成処理が実行される。
【０１７６】
図１５は、図３に示す差分処理部３０において実行される処理を示す図である。
【０１７７】
図１５において矩形枠は２次元的に配列された数値を示し、角丸四角形は、１つの数値を示している。差分処理部３０には、Ｘ線検出器８からi番目のエネルギ帯域におけるＸ線光子の計数信号Ci(xp, xc)及びi+1番目のエネルギ帯域におけるＸ線光子の計数信号Ci+1(xp, xc)が出力される。そうすると、差分処理部３０では、式(18)に示す演算が実行される。
【０１７８】
具体的には、差分処理部３０は、i番目のエネルギ帯域におけるＸ線光子の計数信号Ci(xp, xc)及びi+1番目のエネルギ帯域におけるＸ線光子の計数信号Ci+1(xp, xc)に対して対数変換を施して差分処理を行う。続いて、差分処理部３０は、閾値設定部３２からＸ線撮影の撮影条件として設定したi番目のエネルギ帯域の幅Wi及びi+1番目のエネルギ帯域の幅Wi+1を取得する。そして、i番目のエネルギ帯域の幅Wi及びi+1番目のエネルギ帯域の幅Wi+1に対して対数変換を施して差分処理を行う。
【０１７９】
次に、差分処理部３０は、Ｘ線光子の計数信号Ci(xp, xc), Ci+1(xp, xc)の対数変換後の差分処理の結果からエネルギ帯域の幅Wi, Wi+1の対数変換後の差分処理の結果を減算する。
【０１８０】
次に、差分処理部３０は、閾値設定部３２から造影剤を構成する物質の特定情報を取得する。更に、差分処理部３０は、制御信号生成部３１からＸ線撮影の条件を取得し、取得した条件に対応する参照データln{α(Ei, Ei+1, xp, xd)}をキャリブレーションデータ保存部３５から取得する。そして、差分処理部３０は、参照データln{α(Ei, Ei+1, xp, xd)}による減算処理を行う。
【０１８１】
次に、差分処理部３０は、閾値設定部３２から造影剤を構成する物質の特定情報を取得し、i番目のエネルギ帯域及びi+1番目のエネルギ帯域に対応する造影剤のＸ線吸収係数μc(Ei), μc(Ei+1)を吸収係数保存部３６から取得する。そして、差分処理部３０は、i+1番目のエネルギ帯域に対応する造影剤のＸ線吸収係数μc(Ei+1)からi番目のエネルギ帯域に対応する造影剤のＸ線吸収係数μc(Ei)を減算した値を用いた除算処理を実行する。
【０１８２】
この結果、造影剤の厚さxcを表すＸ線造影画像データが生成される。Ｘ線造影画像データは、被検体Ｏの構造を示すＸ線画像データと重畳表示又は並列表示させることができる。その場合には、Ｘ線画像生成部３４において全てのエネルギ帯域におけるＸ線光子の計数結果に基づいて被検体Ｏに関する情報を表すＸ線画像データが生成される。
【０１８３】
被検体Ｏの構造を示すＸ線画像データをＸ線造影画像データと並列表示させる場合には、被検体Ｏの構造を示すＸ線画像データ及びＸ線造影画像データが表示処理部４１を通じて表示装置６に並列表示される。
【０１８４】
一方、被検体Ｏの構造を示すＸ線画像データをＸ線造影画像データと重ね合わせて表示させる場合には、画像合成部３８における重み付け加算処理によって合成された合成画像データが表示処理部４１を通じて表示装置６に表示される。尚、重み付け加算処理に先立ってフィルタ処理部４０においてＸ線造影画像データに対するノイズ低減フィルタ処理が実行され、圧縮処理部３９では被検体Ｏの構造を示すＸ線画像データに対するダイナミックレンジの圧縮処理が実行される。
【０１８５】
つまり以上のようなＸ線診断装置１は、造影剤等の関心のあるＸ線吸収体のＫ吸収端に合わせて実用的かつ適切なＸ線光子の複数のエネルギ帯域を決定し、光子計数型のＸ線検出器８を用いてＫ吸収端差分法によるＸ線撮影を実行できるようにしたものである。
【０１８６】
（効果）
このため、Ｘ線診断装置１によれば、単色Ｘ線を照射する特殊なＸ線源を使用せずにＫ吸収端差分法によるＸ線撮影を行うことができる。すなわち、連続的に分布するエネルギスペクトルを有するＸ線を用いてＫ吸収端差分法によるＸ線撮影を行うことができる。
【０１８７】
特に、造影剤等の関心のあるＸ線吸収体のＫ吸収端に合わせてＸ線検出器８において計数対象となるＸ線光子の適切なエネルギ帯域の数、エネルギ帯域の幅、エネルギ帯域のレベルをそれぞれ設定することができる。このため、Ｘ線検出器８がＸ線光子の数を計数すべきエネルギ帯域の数を適切かつ最小限に抑えることができる。
【０１８８】
Ｘ線光子の計数対象となるエネルギ帯域の数を増加させると、Ｘ線検出器８に備えるべき比較器２４の数が多くなる。従って、エネルギ帯域の数が必要以上に多いと、Ｘ線検出器８の回路規模の増加に繋がり、非現実的となる恐れがある。逆に、Ｘ線検出器８の回路規模を現実的にするためにエネルギ帯域の数を極端に少なくすると、Ｋ吸収端に合わせてエネルギ帯域を適切に設定できなくなる恐れがある。
【０１８９】
これに対して、Ｘ線診断装置１では、関心のあるＸ線吸収体のＫ吸収端に合わせてエネルギ帯域の数、エネルギ帯域の幅及びエネルギ帯域のレベルが適切に設定される。一方、Ｋ吸収端差分法に依らない通常のＸ線撮影用にも、エネルギ帯域を適切に設定することができる。このため、実用的な回路規模を有する光子計数型のＸ線検出器８を用いてＫ吸収端差分法によるＸ線撮影並びに通常のＸ線撮影を行うことができる。
【０１９０】
また、Ｘ線光子のエネルギ帯域は、造影剤に限らずガイドワイヤ、カテーテル、ステント等のデバイスや薬剤を構成する物質のＫ吸収端に合わせることができる。すなわち、閾値設定部３２では、造影剤、薬剤及びデバイスの少なくとも１つのＫ吸収端に応じた２つのＸ線のエネルギ帯域を設定することができる。このため、関心のあるＸ線吸収体が良好に視認できるように描出されたＸ線画像データを生成することができる。
【０１９１】
例えば、ヨウ素を描出すれば、血管や灌流の視認性を改善することができる。また、バリウムを描出すれば、消化管の内壁の視認性を向上することができる。更に、薬剤、ステント、カテーテル等の所望の物質や物体の視認性を改善することもできる。このため、従来のようにヨウ素に限定されることなく様々な対象のＫ吸収端を利用した視認性の向上が可能である。
【０１９２】
また、Ｘ線診断装置１では、連続的なエネルギスペクトルを有するＸ線が照射されるため、Ｋ吸収端の上下におけるエネルギを有するＸ線が同時に被検体Ｏに照射される。従って、２つのエネルギを有する単色Ｘ線を断続的に照射する従来の方法において問題となっていた被検体Ｏの動きの影響を回避することができる。
【０１９３】
更に、Ｘ線診断装置１では、Ｋ吸収端の前後におけるエネルギ帯域について計数したＸ線光子の計数結果に限らず、他のエネルギ帯域について計数されたＸ線光子の計数結果を用いてＸ線画像データを生成することができる。すなわち、Ｋ吸収端差分法のデータ処理に使用されないＸ線検出データを画像化に用いることができる。このため、被検体Ｏの無用な被曝を低減し、データを有効に活用することができる。
【０１９４】
以上、特定の実施形態について記載したが、記載された実施形態は一例に過ぎず、発明の範囲を限定するものではない。ここに記載された新規な方法及び装置は、様々な他の様式で具現化することができる。また、ここに記載された方法及び装置の様式において、発明の要旨から逸脱しない範囲で、種々の省略、置換及び変更を行うことができる。添付された請求の範囲及びその均等物は、発明の範囲及び要旨に包含されているものとして、そのような種々の様式及び変形例を含んでいる。
【０１９５】
例えば、上述した例では、閾値保存部３３に図１０に例示されるような複数のＸ線吸収体及び複数の撮影条件に対応するエネルギ帯域の適切な幅Wi, Wi+1を表すテーブルを保存し、閾値設定部３２が閾値保存部３３から取得した対応するエネルギ帯域の幅Wi, Wi+1に基づいて各比較器２４に印加すべき閾値電圧を特定する場合について説明したが、各比較器２４に印加すべき閾値電圧自体を閾値保存部３３に保存するようにしてもよい。その場合には、閾値設定部３２が入力装置５から取得したＸ線吸収体の特定情報及び制御信号生成部３１から取得したＸ線の線質を定める撮影条件に基づいて、各比較器２４に印加すべき対応する閾値電圧を閾値保存部３３から取得することになる。
【０１９６】
図１６は、図３に示す閾値保存部３３に保存される閾値電圧を表すテーブルの一例を示す図である。
【０１９７】
図１６に示すように、各比較器２４に印加すべき閾値電圧TH1, TH2, TH3を撮影目的、使用されるＸ線吸収体、管電圧及び使用されるビームフィルタ毎にテーブルとして閾値保存部３３に保存することができる。図示された例では、閾値電圧TH1, TH2, TH3に対応するエネルギ帯域の幅W1, W2も撮影目的、使用されるＸ線吸収体、管電圧及び使用されるビームフィルタと関連付けられている。
【０１９８】
このようなテーブルを閾値保存部３３に保存すれば、閾値設定部３２は入力装置５から入力される情報に対応する閾値電圧TH1, TH2, TH3を閾値保存部３３から選択するのみで閾値電圧TH1, TH2, TH3を設定することができる。そして、閾値設定部３２によって選択された閾値電圧TH1, TH2, TH3を各比較器２４に印加することができる。
【０１９９】
もちろん、Ｋ吸収端以外のエネルギ帯域の境界を定めるための閾値電圧を閾値保存部３３にテーブルとして保存することもできる。そして、Ｋ吸収端差分法によるＸ線撮影に限らず、通常のＸ線撮影を行うための閾値電圧TH1, TH2, TH3, ..., THmを、閾値保存部３３に保存されたテーブルを参照することによって特定することができる。
【符号の説明】
【０２００】
１...Ｘ線診断装置、２...撮影系、３...制御系、３Ａ...高電圧発生装置、３Ｂ...撮影位置制御装置、３Ｃ...システム制御部、４...データ処理系、５...入力装置、６...表示装置、７...Ｘ線照射部、８...Ｘ線検出器、９...駆動機構、１０...寝台、１３...造影剤注入装置、１５...医用画像処理装置（コンピュータ）、２０...画像センサ、２１...半導体セル、２２...チャージアンプ、２３...波形整形回路、２４...比較器、２５...スイッチ、２６...閾値論理回路、２７...カウンタ（計数器）、３０...差分処理部、３１...制御信号生成部、３２...閾値設定部、３３...閾値保存部、３４...Ｘ線画像生成部、３５...キャリブレーションデータ保存部、３６...吸収係数保存部、３７...画像データ保存部、３８...画像合成部、３９...圧縮処理部、４０...フィルタ処理部、４１...表示処理部、Ｏ...被検体
【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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【図６】
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【図７】
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【図８】
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【図９】
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【図１０】
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【図１１】
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【図１２】
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【図１３】
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【図１４】
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【図１５】
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【図１６】
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