(57)【要約】【課題】Ｘ線ＣＴ装置において、被検体の構成元素の違いを映像化し、例えば、石灰化した組織部と造影剤による血管の像を十分に分離させること。【解決手段】Ｘ線ＣＴ装置のＸ線発生器２１は、Ｘ線を発生するＸ線管３１と、第１の管電圧と第２の管電圧とをＸ線管３１に印加するために、２つの電圧を出力可能な高電圧電源３２ａと、２つの電圧の出力を切り替えることで、Ｘ線管３１に印加する管電圧を第１の管電圧又は第２の管電圧に切り替えるＨＶＳＷ３３ａ，３３ｂと、スキャン中にＨＶＳＷ３３ａ，３３ｂによる切り替えのタイミングを制御するコントローラ２６と、切り替えのタイミングに応じて、スキャンによって得られるデータが、第１の管電圧によってＸ線管３１から照射されるＸ線に基づくものであるか、又は、第２の管電圧よってＸ線管３１から照射されるＸ線に基づくものであるかを判断し、その判断に応じたデータ収集を行なうＤＡＳ２４と、を有する。【選択図】  図２
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【特許請求の範囲】
【請求項１】
Ｘ線を発生するＸ線管と、
第１の管電圧と第２の管電圧とを前記Ｘ線管に印加するために、２つの電圧を出力可能な電圧出力手段と、
スキャン中に前記２つの電圧の出力を切り替えることで、前記Ｘ線管に印加する管電圧を前記第１の管電圧又は前記第２の管電圧に交互に切り替える切換手段と、
前記切換手段による切り替えのタイミングを制御するタイミング制御手段と、
前記タイミングに応じて、前記スキャンによって得られるデータが、前記第１の管電圧によって前記Ｘ線管から発生されるＸ線に基づくものであるか、又は、前記第２の管電圧によって前記Ｘ線管から発生されるＸ線に基づくものであるかを判断し、その判断に応じたデータ収集を行なうデータ収集手段と、
を有することを特徴とするＸ線ＣＴ装置。
【請求項２】
前記電圧出力手段は、１つの高電圧電源によって構成され、前記高電圧電源は、高圧トランスの二次巻線を複数設け、各二次巻線に整流回路を付加する構成とすることを特徴とする請求項１に記載のＸ線ＣＴ装置。
【請求項３】
前記電圧出力手段は、１つの高電圧電源によって構成され、前記高電圧電源は、コックコロフト・ウォルトン回路による昇圧途中の端子と、最終段の端子とを用いる構成とすることを特徴とする請求項１に記載のＸ線ＣＴ装置。
【請求項４】
前記電圧出力手段は、前記第１の管電圧と前記第２の管電圧とをそれぞれ出力可能な２つの高電圧電源によって構成されることを特徴とする請求項１に記載のＸ線ＣＴ装置。
【請求項５】
前記電圧出力手段は、前記第１の管電圧を出力可能な第１高電圧電源と、前記第１の管電圧及び前記第２の管電圧の差分電圧を出力可能な第２高電圧電源とによって構成され、前記第１高電圧電源と前記第２高電圧電源とを直列接続することによって、前記Ｘ線管に前記第２の管電圧を印加する構成とすることを特徴とする請求項１に記載のＸ線ＣＴ装置。
【請求項６】
前記切替手段は、複数の半導体スイッチを直列接続し、半導体素子の駆動信号と半導体素子の駆動回路電源を光ファイバで伝送する構成とすることを特徴とする請求項１乃至５のうちいずれか一項に記載のＸ線ＣＴ装置。
【請求項７】
前記切替手段は、複数の半導体スイッチを直列接続し、半導体素子の駆動信号を光ファイバで伝送し、かつ、受光した光を太陽電池で電圧に変換することで前記半導体素子を駆動する構成とすることを特徴とする請求項１乃至５のうちいずれか一項に記載のＸ線ＣＴ装置。
【請求項８】
前記切替手段は、複数の半導体スイッチを直列接続し、半導体素子の駆動信号をパルストランスで伝送し、前記パルストランスの出力により前記半導体素子を駆動する構成とすることを特徴とする請求項１乃至５のうちいずれか一項に記載のＸ線ＣＴ装置。
【請求項９】
前記切替手段は、複数の半導体スイッチを直列接続し、半導体素子の駆動信号をパルストランスで伝送し、前記パルストランスの変調信号を使用して、前記半導体素子の駆動電力と制御タイミングを伝送する構成とすることを特徴とする請求項１乃至５のうちいずれか一項に記載のＸ線ＣＴ装置。
【請求項１０】
前記切替手段は、複数の半導体スイッチを直列接続し、半導体素子の駆動信号と駆動電力を圧電トランスで伝送する構成とすることを特徴とする請求項１乃至５のうちいずれか一項に記載のＸ線ＣＴ装置。
【請求項１１】
前記圧電トランスの圧電素子を弾力性のある材料で覆い、高圧部分をエポキシ樹脂で固める場合に前記圧電素子の振動を妨げないように構成することを特徴とする請求項１０に記載のＸ線ＣＴ装置。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、医用Ｘ線ＣＴ（ｃｏｍｐｕｔｅｄ  ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ）装置に関するもので、特に、エネルギー分布の異なるＸ線を切り替えながら行なうデュアルエナジースキャンに使用されるＸ線ＣＴ装置に関する。
【背景技術】
【０００２】
診断用のＸ線ＣＴ装置では、スキャン中に低い管電圧（例えば、８０［ｋＶ］）と高い管電圧（例えば、１４０［ｋＶ］）を高速に切り替えるデュアルエナジースキャンを実行し、異なったエネルギー分布をもつＸ線ビームによるデュアルエナジー画像を取得することができる。Ｘ線ＣＴ装置を用いて、デュアルエナジースキャンによって得られたデュアルエナジー画像を解析することによって、石灰化した組織部と造影剤による血管の像を分離しようという試みがある。Ｘ線の高電圧電源の出力電圧を切り替える方法としては、管電圧を設定する手段を２つ設け、データ収集装置（ＤＡＳ：ｄａｔａ  ａｃｑｕｉｓｉｔｉｏｎ  ｓｙｓｔｅｍ）とタイミングを合わせて低い管電圧と高い管電圧の設定信号を切り替えることで、高電圧電源の出力電圧を変化させる。
【０００３】
図１３は、従来のＸ線ＣＴ装置におけるＸ線発生器の構成を示すブロック図である。    図１３は、従来のＸ線ＣＴ装置のＸ線発生器１０１、コントローラ１０２、及びＤＡＳ１０３を示す。Ｘ線発生器１０１は、Ｘ線管１１１、管電圧設定器ユニット１１２（低い管電圧に対応する管電圧設定器１１２ａ、及び高い管電圧に対応する管電圧設定器１１２ｂ）、スイッチ１１３、及び高電圧電源１１４を備える。Ｘ線管１１１は、内部が高真空に保持されたインサートバルブ１２１を有する。Ｘ線管１１１は、インサートバルブ１２１内に、陽極１２２と、陰極１２３とを封入する。Ｘ線管１１１は、二極真空管（又は、図示しないグリッドを備えた三極真空管）を形成する。
【０００４】
管電圧設定器１１２ａは、低い管電圧を設定する一方、管電圧設定器１１２ｂは、高い管電圧を設定する。管電圧設定器１１２ａ，１１２ｂの出力は、管電圧設定器１１２ａ又は１１２ｂを選択可能なスイッチ１１３を介して高電圧電源１１４に接続される。高電圧電源１１４のプラス側出力は、Ｘ線管１１１の陽極１２２に電気的に接続されると共に、接地される。また、高電圧電源１１４のマイナス側出力は、Ｘ線管１１１の陰極１２３に電気的に接続される。
【０００５】
コントローラ１０２は、スイッチ１１３の切換えを制御してデュアルエナジースキャンを実行させ、管電圧設定器１１２ａによる低い管電圧を高電圧電源１１４から出力させるか、管電圧設定器１１２ｂによる高い管電圧を高電圧電源１１４から出力させるかを選択する。コントローラ１０２からの制御信号により、スイッチ１１３は、選択された管電圧設定信号を高電圧電源１１４に与える。
【０００６】
コントローラ１０２からの制御信号はＤＡＳ１０３にも送られる。ＤＡＳ１０３は、デュアルエナジースキャンによって収集したデータが、低い管電圧のＸ線照射によるものか、また、高い管電圧のＸ線照射によるものかを認識する。よって、従来のＸ線ＣＴ装置では、異なったエネルギーにより被検体を透過したＸ線を検出したデータから、被検体の構成元素の違いを映像化し、例えば、石灰化した組織部と造影剤による血管の像をある程度分離することができる。
【０００７】
また、低い管電圧及び高い管電圧によって得られる各Ｘ線画像の濃度を一定にするために、高い管電圧のＸ線照射時には低い管電圧のＸ線照射時と比べて管電流を小さくし設定して、各Ｘ線照射において照射されるＸ線の線量を等しくする技術が開示されている（例えば、特許文献１、２参照）。
【先行技術文献】
【特許文献】
【０００８】
【特許文献１】特開２００３−１１５２７２号公報
【特許文献２】特開２００７−１６５０８１号公報
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【０００９】
しかしながら、従来技術によるデュアルエナジースキャンでは、管電圧に従って高電圧電源の出力電圧を変化させるため、低い管電圧と高い管電圧との切り替えに時間がかかり、かつ、その変化も連続的なものとなるため、１ビュー毎の管電圧の切り替えではその波形が三角波のようになってしまう。よって、Ｘ線ビームのエネルギー分布もそれに応じて連続的に変化するため、デュアルエナジー画像からの目的とする組織の分離が不完全なものになる。
【００１０】
本発明は、上述のような事情を考慮してなされたもので、被検体の構成元素の違いを映像化し、例えば、石灰化した組織部と造影剤による血管の像を十分に分離することができるＸ線ＣＴ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】
【００１１】
本発明に係るＸ線ＣＴ装置は、上述した課題を解決するために、Ｘ線を発生するＸ線管と、第１の管電圧と第２の管電圧とを前記Ｘ線管に印加するために、２つの電圧を出力可能な電圧出力手段と、スキャン中に前記２つの電圧の出力を切り替えることで、前記Ｘ線管に印加する管電圧を前記第１の管電圧又は前記第２の管電圧に交互に切り替える切換手段と、前記切換手段による切り替えのタイミングを制御するタイミング制御手段と、前記タイミングに応じて、前記スキャンによって得られるデータが、前記第１の管電圧によって前記Ｘ線管から発生されるＸ線に基づくものであるか、又は、前記第２の管電圧によって前記Ｘ線管から発生されるＸ線に基づくものであるかを判断し、その判断に応じたデータ収集を行なうデータ収集手段と、を有する。
【発明の効果】
【００１２】
本発明に係るＸ線ＣＴ装置によると、被検体の構成元素の違いを映像化し、例えば、石灰化した組織部と造影剤による血管の像を十分に分離することができる。
【図面の簡単な説明】
【００１３】
【図１】本実施形態のＸ線ＣＴ装置を示すハードウェア構成図。
【図２】本実施形態のＸ線ＣＴ装置におけるＸ線発生器の第１の構成例を示すブロック図。
【図３】図２に示すＸ線発生器の回路例を示す図。
【図４】図３に示すＸ線発生器の回路の変形例を示す図。
【図５】本実施形態のＸ線ＣＴ装置におけるＸ線発生器の第２の構成例を示すブロック図。
【図６】本実施形態のＸ線ＣＴ装置におけるＸ線発生器の第３の構成例を示すブロック図。
【図７】図２，図５，図６に示すＨＶＳＷの第１の回路例を示す図。
【図８】図２，図５，図６に示すＨＶＳＷの第２の回路例を示す図。
【図９】図２，図５，図６に示すＨＶＳＷの第３の回路例を示す図。
【図１０】図２，図５，図６に示すＨＶＳＷの第４の回路例を示す図。
【図１１】図２，図５，図６に示すＨＶＳＷの第５の回路例を示す図。
【図１２】図１１に示す回路例に備える圧電トランスと、その周辺部の構造例を示す図。
【図１３】従来のＸ線ＣＴ装置におけるＸ線発生器の構成を示すブロック図。
【発明を実施するための形態】
【００１４】
本発明に係るＸ線ＣＴ装置の実施形態について、添付図面を参照して説明する。
【００１５】
本実施形態のＸ線ＣＴ装置には、Ｘ線管とＸ線検出器とが１体として被検体の周囲を回転する回転／回転（ＲＯＴＡＴＥ／ＲＯＴＡＴＥ）タイプと、リング状に多数の検出素子がアレイされ、Ｘ線管のみが被検体の周囲を回転する固定／回転（ＳＴＡＴＩＯＮＡＲＹ／ＲＯＴＡＴＥ）タイプ等様々なタイプがあり、いずれのタイプでも本発明を適用可能である。ここでは、現在、主流を占めている回転／回転タイプとして説明する。
【００１６】
また、入射Ｘ線を電荷に変換するメカニズムは、シンチレータ等の蛍光体でＸ線を光に変換し更にその光をフォトダイオード等の光電変換素子で電荷に変換する間接変換形と、Ｘ線による半導体内の電子正孔対の生成及びその電極への移動すなわち光導電現象を利用した直接変換形とが主流である。
【００１７】
加えて、近年では、Ｘ線管とＸ線検出器との複数のペアを回転リングに搭載したいわゆる多管球型のＸ線ＣＴ装置の製品化が進み、その周辺技術の開発が進んでいる。本実施形態のＸ線ＣＴ装置では、従来からの一管球型のＸ線ＣＴ装置であっても、多管球型のＸ線ＣＴ装置であってもいずれにも適用可能である。ここでは、一管球型のＸ線ＣＴ装置として説明する。
【００１８】
図１は、本実施形態のＸ線ＣＴ装置を示すハードウェア構成図である。  
図１は、本実施形態のＸ線ＣＴ装置１を示す。Ｘ線ＣＴ装置１は、大きくは、スキャナ装置１１及び画像処理装置１２から構成される。Ｘ線ＣＴ装置１のスキャナ装置１１は、通常は検査室に設置され、被検体（人体）Ｏの撮影部位に関するＸ線の透過データを生成するために構成される。一方、画像処理装置１２は、通常は検査室に隣接する制御室に設置され、透過データを基に投影データを生成して再構成画像の生成・表示を行なうために構成される。
【００１９】
Ｘ線ＣＴ装置１のスキャナ装置１１は、Ｘ線発生器２１、Ｘ線検出器２２、絞り２３、ＤＡＳ（ｄａｔａ  ａｃｑｕｉｓｉｔｉｏｎ  ｓｙｓｔｅｍ）２４、回転部２５、コントローラ２６、絞り駆動装置２７、回転駆動装置２８、天板２９、及び天板駆動装置（寝台装置）３０を設ける。
【００２０】
Ｘ線発生器２１は、大きくは、Ｘ線管３１、高電圧電源ユニット３２、及びＨＶＳＷ（ｈｉｇｈ  ｖｏｌｔａｇｅ  ｓｗｉｔｃｈ）ユニット３３（図２に図示）によって構成される。Ｘ線管３１は、高電圧電源ユニット３２から供給された管電圧に応じてＸ線をＸ線検出器２２に向かって照射する。Ｘ線管３１から照射されるＸ線によって、ファンビームＸ線やコーンビームＸ線が形成される。高電圧電源ユニット３２は、コントローラ２６による制御によって、Ｘ線の照射に必要な電力をＸ線管３１に供給する。なお、Ｘ線発生器２１についての具体的な構成については後述する。
【００２１】
Ｘ線検出器２２は、チャンネル方向に複数行、スライス方向（列方向）に１列のＸ線検出素子を有する１次元アレイ型のＸ線検出器である。又は、Ｘ線検出器２２は、マトリクス状、すなわち、チャンネル方向に複数行、スライス方向に複数列のＸ線検出素子を有する２次元アレイ型のＸ線検出器２２（マルチスライス型検出器ともいう。）である。Ｘ線検出器２２は、Ｘ線発生器２１のＸ線管３１から照射され、被検体Ｏを透過したＸ線を検出する。
【００２２】
絞り２３は、絞り駆動装置２７によって、Ｘ線管３１から照射されるＸ線のスライス方向の照射範囲を調整する。すなわち、絞り駆動装置２７によって絞り２３の開口を調整することによって、スライス方向のＸ線照射範囲を変更できる。
【００２３】
ＤＡＳ２４は、Ｘ線検出器２２の各Ｘ線検出素子が検出する透過データの信号を増幅してデジタル信号に変換する。ＤＡＳ２４の出力データは、画像処理装置１２に供給される。
【００２４】
回転部２５は、スキャナ装置１１の架台（図示しない）に収容され、Ｘ線発生器２１のＸ線管３１、Ｘ線検出器２２、絞り２３及びＤＡＳ２４を一体として保持する。回転部２５は、Ｘ線管３１とＸ線検出器２２とを対向させた状態で、Ｘ線管３１、Ｘ線検出器２２、絞り２３及びＤＡＳ２４を一体として被検体Ｏの周りに回転できるように構成されている。
【００２５】
コントローラ２６は、ＣＰＵ（ｃｅｎｔｒａｌ  ｐｒｏｃｅｓｓｉｎｇ  ｕｎｉｔ）、及びメモリによって構成される。コントローラ２６は、画像処理装置１２から入力された制御信号に基づいて、Ｘ線発生器２１、ＤＡＳ２４、絞り駆動装置２７、回転駆動装置２８、及び天板駆動装置３０等の制御を行なって、エネルギー分布の異なるＸ線を切り替えながら行なうデュアルエナジースキャン等のスキャンを実行させる。
【００２６】
絞り駆動装置２７は、コントローラ２６による制御によって、絞り２３におけるＸ線のスライス方向の照射範囲を調整する。
【００２７】
回転駆動装置２８は、コントローラ２６による制御によって、回転部２５がその位置関係を維持した状態で空洞部の周りを回転するように回転部２５を回転させる。
【００２８】
天板２９は、被検体Ｏを載置可能である。
【００２９】
天板駆動装置３０は、コントローラ２６による制御によって、天板２９をｚ軸方向に沿って移動させる。回転部２５の中央部分は開口を有し、その開口部の天板２９に載置された被検体Ｏが挿入される。なお、回転部２５の回転中心軸と平行な方向をｚ軸方向、そのｚ軸方向に直交する平面をｘ軸方向、ｙ軸方向で定義する。
【００３０】
Ｘ線ＣＴ装置１の画像処理装置１２は、コンピュータをベースとして構成されており、病院基幹のＬＡＮ（ｌｏｃａｌ  ａｒｅａ  ｎｅｔｗｏｒｋ）等のネットワークＮと相互通信可能である。画像処理装置１２は、図示しないが、ＣＰＵ、メモリ、ＨＤＤ（ｈａｒｄ  ｄｉｓｃ  ｄｒｉｖｅ）、入力装置、及び表示装置等の基本的なハードウェアから構成される。
【００３１】
画像処理装置１２は、スキャナ装置１１のＤＡＳ２４から入力された生データに対して対数変換処理や、感度補正等の補正処理（前処理）を行なって投影データを生成する。また、画像処理装置１２は、前処理された投影データに対して散乱線の除去処理を行なう。画像処理装置１２は、Ｘ線照射範囲内の投影データの値に基づいて散乱線の除去を行なうものであり、散乱線補正を行なう対象の投影データ又はその隣接投影データの値の大きさから推定された散乱線を、対象となる投影データから減じて散乱線補正を行なう。画像処理装置１２は、補正された投影データを基に再構成画像を生成する。
【００３２】
図２は、本実施形態のＸ線ＣＴ装置１におけるＸ線発生器２１の第１の構成例を示すブロック図である。  
図２に示すように、Ｘ線発生器２１のＸ線管３１は、内部が高真空に保持されたＸ線管外囲器（インサートバルブ）４１を有する。インサートバルブ４１の素材としては、金属、ガラス、及びセラミック等が挙げられる。Ｘ線管３１は、インサートバルブ４１内に、陽極（アノード）４２、及び陰極（カソード）４３を封入する。すなわち、Ｘ線管３１は、二極真空管を形成する。なお、Ｘ線管３１は、三極真空管を形成してもよい。
【００３３】
陰極４３に真空中で電流を流すと、陰極４３は加熱され、熱電子を放出させる。このとき、陰極４３を基準にして陽極４２側に正電圧を与えると、陰極４３から放出された熱電子は正電荷に引かれ陽極４２に向かって飛ぶ。その結果、陰極４３から陽極４２に向けて電子の流れが生じる。すなわち、陽極４２から陰極４３に向かって電流が流れることになる。
【００３４】
高電圧電源ユニット３２は、１つの高電圧電源３２ａを備える。図２では、高電圧電源３２ａから、デュアルエナジースキャンにおける低い管電圧と、高い管電圧とをそれぞれ取り出せる。デュアルエナジースキャンにおける低い管電圧をＶＬとし、高い管電圧をＶＨとすると、高電圧電源３２ａは、電圧ＶＬ，ＶＨをそれぞれ出力可能である。例えば、デュアルエナジースキャンにおける低い管電圧を８０［ｋＶ］とし、高い管電圧を１４０［ｋＶ］とすると、高電圧電源３２ａによって−８０［ｋＶ］及び−１４０［ｋＶ］がそれぞれ出力される。
【００３５】
ＨＶＳＷユニット３３は、２つのＨＶＳＷ３３ａ，３３ｂを備える。ＨＶＳＷユニット３３の構成、動作については後述する。
【００３６】
高電圧電源３２ａの−８０［ｋＶ］の出力端子に電気的に接続されるＨＶＳＷ３３ａの出力と、−１４０［ｋＶ］の出力端子に電気的に接続されるＨＶＳＷ３３ｂの出力とが電気的に接続され、この接続点が低い管電圧の出力端子となり、Ｘ線管３１の陰極４３に接続される。高電圧電源３２ａの他の出力端子は、Ｘ線管３１の陽極４２に電気的に接続されると共に、接地される。図２に示すＸ線発生器２１では、Ｘ線管３１の陰極４３には、高電圧電源３２ａ及びＨＶＳＷ３３ａ，３３ｂによって、管電圧８０［ｋＶ］及び１４０［ｋＶ］がそれぞれ印加される。
【００３７】
図２に示すＸ線発生器２１に対するコントローラ２６の制御信号（切替信号）は、ＤＡＳ２４にも送られる。よって、ＤＡＳ２４は、デュアルエナジースキャンによって収集したデータが、低い管電圧によってＸ線管３１から照射されたＸ線に基づくものか、また、高い管電圧によってＸ線管３１から照射されたＸ線に基づくものかを判断可能である。したがって、画像処理装置１２では、異なったエネルギーにより被検体Ｏを透過したＸ線を検出したデータから、被検体Ｏの構成元素の違いを映像化し、例えば、石灰化した組織部と造影剤による血管の像をある程度分離することができる。
【００３８】
図３は、図２に示すＸ線発生器２１の回路例を示す図である。  
図３に示すように、高電圧電源３２ａは、高周波交流電圧を発生するインバータ回路（ＩＮＶ）５１ａ，５１ｂと、交流電圧を昇圧する高圧トランス（Ｔ）５２ａ，５２ｂと、高圧トランス５２ａから出力された高周波交流電圧を直流に変換する倍電圧整流回路５３ａ１乃至５３ａ４と、高圧トランス５２ｂから出力された高周波交流電圧を直流に変換する倍電圧整流回路５３ｂ１乃至５３ｂ３とから構成される。
【００３９】
図示しない直流電源からインバータ回路５１ａ，５１ｂに、例えば約５００［Ｖ］の直流電圧が入力されると、入力された約５００［Ｖ］の直流電圧は、インバータ回路５１ａ，５１ｂでそれぞれ高周波の交流電圧に変換される。そして、交流電圧は、高圧トランス５２ａ，５２ｂでそれぞれ昇圧される。高圧トランス５２ａ，５２ｂの二次巻線には、一つの巻線当たり約１０［ｋＶ］の電圧が発生する。高圧トランス５２ａ，５２ｂの二次巻線の交流電圧は、２つのダイオードと２つのコンデンサからなる倍電圧整流回路５３ａ１乃至５３ａ４，５３ｂ１乃至５３ｂ３により直流電圧に変換され、それぞれが−２０［ｋＶ］の電圧を出力する。インバータ回路５１ａに接続された高圧トランス５２ａには、４つの二次巻線があり、それぞれに倍電圧整流回路５３ａ１乃至５３ａ４が接続されている。また、倍電圧整流回路５３ａ１乃至５３ａ４は直列に接続されているので、倍電圧整流回路５３ａ１乃至５３ａ４で−８０［ｋＶ］の直流電圧を発生させる。一方、インバータ回路５１ｂの出力電圧を昇圧する高圧トランス５２ｂは、３つの二次巻線があり、それぞれに倍電圧整流回路５３ｂ１乃至５３ｂ３が接続されている。また、倍電圧整流回路５３ｂ１乃至５３ｂ３は直列に接続されているので、倍電圧整流回路５３ｂ１乃至５３ｂ３で−６０［ｋＶ］の直流電圧を発生させる。
【００４０】
インバータ回路５１ａ，５１ｂは同時に動作させるので、機能的には、１つのインバータと考えてもよい。また、高圧トランス５２ａ，５２ｂは、一体化し、１つの一次巻線と、７つの二次巻線を有してもよい。
【００４１】
インバータ回路５１ａ側の回路で発生させた−８０［ｋＶ］の直流電圧と、インバータ回路５１ｂ側の回路で発生させた−６０［ｋＶ］の直流電圧とを基に、倍電圧整流回路５３ａ１乃至５３ａ４，５３ｂ１乃至５３ｂ３の出力を直列に接続することで、−１４０［ｋＶ］の直流電圧を得ることができる。このように、インバータ回路５１ａ，５１ｂと、高圧トランス５２ａ，５２ｂと、倍電圧整流回路５３ａ１乃至５３ａ４，５３ｂ１乃至５３ｂ３からなる高電圧電源３２からは、−８０［ｋＶ］と−１４０［ｋＶ］の直流電圧を取り出すことができる。
【００４２】
さらに、高電圧電源３２ａの−８０［ｋV］の出力端子には、ＨＶＳＷ３３ａが接続され、また、−１４０［ｋＶ］の出力端子には、ＨＶＳＷ３３ｂがそれぞれ接続されている。ＨＶＳＷ３３ａの他端の端子は、高圧コネクタ６１を介してＸ線管３１の陰極４３に接続される。また、高電圧電源３２ａの０［Ｖ］の端子は、低圧コネクタ６２を介してＸ線管３１の陽極４２に接続されると共に、接地される。高圧コネクタ６１と低圧コネクタ６２の間には、ブリーダ抵抗群６３が接続され、ブリーダ抵抗群６３は、Ｘ線管３１に印加される高電圧を分圧し、管電圧信号を取り出す。
【００４３】
次に、図３を用いてＨＶＳＷ３３ａ，３３ｂの構造と動作について説明する。  
ＨＶＳＷ３３ａ，３３ｂは、図７乃至図１１に図示するＩＧＢＴ（ｉｎｓｕｌａｔｅｄ  ｇａｔｅ  ｂｉｐｏｌａｒ  ｔｒａｎｓｉｓｔｏｒ）、及びＩＧＢＴ駆動回路等で構成される半導体スイッチが多数直列に接続された構造を有する。そして、多数のＩＧＢＴは同時にオン又はオフ動作をするように制御される。この制御によって、−８０［ｋＶ］又は−１４０［ｋＶ］の高電圧をスイッチングすることができる。Ｘ線管３１に１４０［ｋＶ］を印加する場合、ＨＶＳＷ３３ａには、逆方向の電圧が印加されるため逆阻止特性が要求される。通常のＩＧＢＴを使用した場合は、逆阻止特性を得るためにダイオードを直列に接続する。逆阻止特性を備えるＩＧＢＴを使用する場合は、逆阻止特性を得るためのダイオードは不要である。なお、ＨＶＳＷ３３ａのスイッチング素子として、ＩＧＢＴの替わりにＭＯＳＦＥＴ（ｍｅｔａｌ  ｏｘｉｄｅ  ｓｅｍｉｃｏｎｄｕｃｔｏｒ  ｆｉｅｌｄ  ｅｆｆｅｃｔ  ｔｒａｎｓｉｓｔｏｒ）を使用することも可能であるが、その場合は、逆阻止特性を得るために必ずダイオードを接続する。
【００４４】
ＨＶＳＷ３３ｂは、ＨＶＳＷ３３ａと同様な構成をしているが、ＨＶＳＷ３３ａよりも高い電圧をスイッチングする関係上、より多くの素子を直列に接続し、同時にオン、オフ動作をするように制御される。ＨＶＳＷ３３ｂには、逆電圧が印加されることはなく、逆阻止特性は必要ないので、通常のＩＧＢＴを使用した場合でもダイオードを直列に入れる必要はない。なお、ＨＶＳＷ３３ａのスイッチング素子として、ＩＧＢＴの替わりにＭＯＳＦＥＴを使用してもよく、その場合、逆阻止特性を得るためのダイオードは必要ない。
【００４５】
なお、インバータ回路５１ａとインバータ回路５１ｂとを別々に動作させれば、後述する図６に示すＸ線発生器２１と同等の構成となる。
【００４６】
図４は、図３に示すＸ線発生器２１の回路の変形例を示す図である。  
図４に示すように、高電圧電源３２ａは、高周波交流電圧を発生するインバータ回路５１と、交流電圧を昇圧する高圧トランス５２と、高圧トランス５２から出力された高周波交流電圧を昇圧しながら直流に変換するコッククロフト・ウォルトン回路５４ａと、コッククロフト・ウォルトン回路５４ａに縦続接続されたコッククロフト・ウォルトン回路５４ｂとから構成される。
【００４７】
図示しない直流電源からインバータ回路５１に入力された約５００［Ｖ］の直流電圧は、インバータ回路５１で高周波の交流電圧に変換され、高圧トランス５２で昇圧される。高圧トランス５２の二次巻線には、約１０［ｋＶ］の電圧が発生する。コッククロフト・ウォルトン回路５４ａは、８個のコンデンサと８個のダイオードで構成され、入力された電圧を８倍に昇圧し、第１の出力端子Ｔａから−８０［ｋＶ］の高電圧を出力する。コッククロフト・ウォルトン回路５４ｂは、６個のコンデンサと６個のダイオードで構成され、高圧トランス５２ｃの二次巻線電圧を６倍に昇圧し、−６０［ｋＶ］の電圧を発生する。したがって、コッククロフト・ウォルトン回路５４ａの出力電圧と合わせ、第２の出力端子Ｔｂからは、−１４０［ｋＶ］の高電圧が出力される。
【００４８】
図５は、本実施形態のＸ線ＣＴ装置１におけるＸ線発生器２１の第２の構成例を示すブロック図である。  
図５に示すＸ線発生器２１は、図２に示すものと同様に、Ｘ線管３１、高電圧電源ユニット３２、及び２つのＨＶＳＷ３３ａ，３３ｂを備える。
【００４９】
高電圧電源ユニット３２は、２つの高電圧電源３２ｂ，３２ｃを備える。デュアルエナジースキャンにおける低い管電圧をＶＬとし、高い管電圧をＶＨとすると、高電圧電源３２ｂは、電圧ＶＬを出力可能であり、高電圧電源３２ｃは、電圧ＶＨを出力可能である。例えば、デュアルエナジースキャンにおける低い管電圧を８０［ｋＶ］とし、高い管電圧を１４０［ｋＶ］とすると、高電圧電源３２ｂによって−８０［ｋＶ］が出力され、高電圧電源３２ｂ，３２ｃによって−１４０［ｋＶ］が出力される。
【００５０】
高電圧電源３２ｂのマイナス側の出力端子に電気的に接続されるＨＶＳＷ３３ａの出力と、高電圧電源３２ｃのマイナス側の出力端子に電気的に接続されるＨＶＳＷ３３ｂの出力とが電気的に接続され、この接続点が出力端子となり、Ｘ線管３１の陰極４３に接続される。高電圧電源３２ｂのプラス側の出力端子は、Ｘ線管３１の陽極４２に電気的に接続されると共に、接地される。高電圧電源３２ｃのプラス側の出力端子は、接地される。図５に示すＸ線発生器２１では、Ｘ線管３１の陰極４３には、高電圧電源３２ｂ，３２ｃ、及びＨＶＳＷ３３ａ，３３ｂによって、８０［ｋＶ］及び１４０［ｋＶ］がそれぞれ印加される。
【００５１】
図６は、本実施形態のＸ線ＣＴ装置１におけるＸ線発生器２１の第３の構成例を示すブロック図である。  
図６に示すＸ線発生器２１は、図２，図５に示すものと同様に、Ｘ線管３１、高電圧電源ユニット３２、及び２つのＨＶＳＷ３３ａ，３３ｂを備える。
【００５２】
高電圧電源ユニット３２は、２つの高電圧電源３２ｂ，３２ｄを備える。デュアルエナジースキャンにおける低い管電圧をＶＬとし、高い管電圧をＶＨとすると、高電圧電源３２ｂは、電圧ＶＬを出力可能であり、高電圧電源３２ｄは、電圧ＶＨ−ＶＬを出力可能である。例えば、デュアルエナジースキャンにおける低い管電圧を８０［ｋＶ］とし、高い管電圧を１４０［ｋＶ］とすると、高電圧電源３２ｂによって−８０［ｋＶ］が出力され、高電圧電源３２ｂ，３２ｄによって−１４０［ｋＶ］が出力される。
【００５３】
高電圧電源３２ｂのマイナス側の出力端子及び高電圧電源３２ｄのプラス側の出力端子に電気的に接続されるＨＶＳＷ３３ａの出力と、高電圧電源３２ｄのマイナス側の出力端子に電気的に接続されるＨＶＳＷ３３ｂの出力とが電気的に接続され、この接続点が出力端子となり、Ｘ線管３１の陰極４３に接続される。高電圧電源３２ｂのプラス側の出力端子は、Ｘ線管３１の陽極４２に電気的に接続されると共に、接地される。図６に示すＸ線発生器２１では、Ｘ線管３１の陰極４３には、高電圧電源３２ｂ，３２ｄ、及びＨＶＳＷ３３ａ，３３ｂによって、８０［ｋＶ］及び１４０［ｋＶ］がそれぞれ印加される。
【００５４】
図７は、図２，図５，図６に示すＨＶＳＷ３３ａ，３３ｂの第１の回路例を示す図である。なお、図７では、ＨＶＳＷ３３ａ，３３ｂを構成する多数の半導体スイッチの１つを取り出して説明する。
【００５５】
図７に示すように、１つの半導体スイッチは、１つのＩＧＢＴ７１と、ＩＧＢＴ７１の駆動回路としてのＩＧＢＴ駆動回路７２とからなる。ＩＧＢＴ駆動回路７２は、ＩＧＢＴ駆動部、及びＩＧＢＴ駆動用電源部によって構成される。前者のＩＧＢＴ駆動部は、発光ダイオード（ＬＥＤ：ｌｉｇｈｔ  ｅｍｉｔｔｉｎｇ  ｄｉｏｄｅ）８１ａ、光ファイバ８２、フォトダイオード（ＰＤ）８３、トランジスタ（ＴＲ）８４、抵抗（Ｒ）８５、及びドライバＩＣ８６を備える。後者のＩＧＢＴ駆動用電源部は、発光ダイオード８１ｂ、光ファイバ８２ｂ、太陽電池（ＳＢ）８７、及びコンデンサ（Ｃ）８８を備える。
【００５６】
ＩＧＢＴ７１を駆動する準備として、ＩＧＢＴ駆動回路７２のＩＧＢＴ駆動部の発光ダイオード８１ｂに電流を流し、発光ダイオード８１ｂを発光させる。発光ダイオード８１ｂから出た光は、光ファイバ８２ｂを通って、太陽電池８７に到達する。太陽電池８７は、光を受けると起電力を発生し、コンデンサ８８を充電する。コンデンサ８８の電圧は、ＩＧＢＴ駆動部に供給される。
【００５７】
コントローラ２６による制御の下、図７に示すＩＧＢＴ駆動回路７２を用いてＩＧＢＴ７１をオン状態にする場合、ＩＧＢＴ駆動回路７２のＩＧＢＴ駆動部の発光ダイオード８１ａに電流を流し、発光ダイオード８１ａを発光させる。発光ダイオード８１ａから出た光は、光ファイバ８２ａを通って、フォトダイオード８３に到達する。フォトダイオード８３は光を受けると、その陰極から陽極に電流を流す。フォトダイオード８３の陽極から流れ出た電流は、トランジスタ８４のベースに流れ、トランジスタ８４はオフ状態からオン状態に変化する。その結果、トランジスタ８４のコレクタ電圧は、“Ｈ”から“Ｌ”に変化するとトランジスタ８４のコレクタは、ドライバＩＣ８６の入力に接続されているので、ドライバＩＣ８６の入力も“Ｈ”から“Ｌ”に変化する。その結果、ドライバＩＣ８６の出力は“Ｌ”から“Ｈ”に変わり、ＩＧＢＴ７１がオン状態となる。
【００５８】
一方、コントローラ２６による制御の下、図７に示すＩＧＢＴ駆動回路７２を用いてＩＧＢＴ７１をオフ状態にする場合、ＩＧＢＴ駆動回路７２のＩＧＢＴ駆動部の発光ダイオード８１ａの電流を遮断する。それによって、発光ダイオード８１ａの発光が停止するので、トランジスタ８４はオフ状態となり、ドライバＩＣ８６の入力は“Ｈ”、ドライバＩＣ８６の出力は“Ｌ”に変化する。これによって、ＩＧＢＴ７１がオフ状態となる。
【００５９】
図８は、図２，図５，図６に示すＨＶＳＷ３３ａ，３３ｂの第２の回路例を示す図である。なお、図８では、ＨＶＳＷ３３ａ，３３ｂを構成する多数の半導体スイッチの１つを取り出して説明する。
【００６０】
図８に示すように、１つの半導体スイッチは、１つのＩＧＢＴ７１と、ＩＧＢＴ７１の駆動回路としてのＩＧＢＴ駆動回路７３とからなる。ＩＧＢＴ駆動回路７３は、発光ダイオード８１、光ファイバ８２、抵抗８５、太陽電池８７、及びコンデンサ８８からなる。
【００６１】
コントローラ２６による制御の下、図８に示すＩＧＢＴ駆動回路７３を用いてＩＧＢＴ７１をオン状態にする場合、ＩＧＢＴ駆動回路７３の発光ダイオード８１に電流を流し、発光ダイオード８１を発光させる。発光ダイオード８１から出た光は、光ファイバ８２を通って、太陽電池８７に到達する。太陽電池８７は、光を受けると起電力を発生し、コンデンサ８８を充電する。コンデンサ８８の電圧は、ＩＧＢＴ７１のゲートに供給され、ＩＧＢＴ７１はオン状態になる。
【００６２】
一方、コントローラ２６による制御の下、図８に示すＩＧＢＴ駆動回路７３を用いてＩＧＢＴ７１をオフ状態にする場合、ＩＧＢＴ駆動回路７３の発光ダイオード８１の電流を遮断し、発光ダイオード８１の発光を停止させる。これによって、太陽電池８７の起電力はなくなり、コンデンサ８８の電荷は、抵抗８５を通して放電する。その結果、ＩＧＢＴ７１のゲート電圧は０［Ｖ］まで低下しＩＧＢＴ７１はオフ状態になる。
【００６３】
なお、図８に示す回路は、図７に示す回路に対して回路が簡単で小型にできる利点があるが、図７に示す回路ほどＩＧＢＴ７１を高速にスイッチングできない。
【００６４】
図９は、図２，図５，図６に示すＨＶＳＷ３３ａ，３３ｂの第３の回路例を示す図である。なお、図９では、ＨＶＳＷ３３ａ，３３ｂを構成する多数の半導体スイッチの１つを取り出して説明する。
【００６５】
図９に示すように、１つの半導体スイッチは、１つのＩＧＢＴ７１と、ＩＧＢＴ７１の駆動回路としてのＩＧＢＴ駆動回路７４とからなる。ＩＧＢＴ駆動回路７４は、抵抗８５ａ，８５ｂ、及びパルストランス（ＰＴ）８９からなる。
【００６６】
コントローラ２６による制御の下、図９に示すＩＧＢＴ駆動回路７４を用いてＩＧＢＴ７１をオン状態にする場合、ＩＧＢＴ駆動回路７４のパルストランス８９の一次巻線にプラス向きの電圧を印加する。それに応じて、パルストランス８９の二次巻線にプラス向きの電圧が発生し、抵抗８５ｂを介してＩＧＢＴ７１のゲートにプラス電圧が加わり、ＩＧＢＴ７１はオン状態となる。
【００６７】
一方、コントローラ２６による制御の下、図９に示すＩＧＢＴ駆動回路７４を用いてＩＧＢＴ７１をオフ状態にする場合、ＩＧＢＴ駆動回路７４のパルストランス８９の一次巻線にマイナス向きの電圧を印加する。それに応じて、パルストランス８９の二次巻線にマイナス向きの電圧が発生し、抵抗８５ｂを介してＩＧＢＴ７１のゲートにマイナス電圧が加わり、ＩＧＢＴ７１はオフ状態となる。抵抗８５ａは、パルストランス８９の一次巻線に電圧が加わらない場合、ＩＧＢＴ７１のゲート電圧を０［Ｖ］に保つ機能を有する。
【００６８】
図１０は、図２，図５，図６に示すＨＶＳＷ３３ａ，３３ｂの第４の回路例を示す図である。なお、図１０では、ＨＶＳＷ３３ａ，３３ｂを構成する多数の半導体スイッチの１つを取り出して説明する。
【００６９】
図１０に示すように、１つの半導体スイッチは、１つのＩＧＢＴ７１と、ＩＧＢＴ７１の駆動回路としてのＩＧＢＴ駆動回路７５とからなる。ＩＧＢＴ駆動回路７５は、抵抗８５、コンデンサ８８、パルストランス８９、及びダイオードブリッジ（Ｄ）９０からなる。
【００７０】
コントローラ２６による制御の下、図１０に示すＩＧＢＴ駆動回路７５を用いてＩＧＢＴ７１をオン状態にする場合、ＩＧＢＴ駆動回路７５のパルストランス８９の一次巻線に交流電圧を印加する。それに応じて、パルストランス８９の二次巻線には、交流電圧が誘導され、ダイオードブリッジ９０によって直流電圧に整流させる。コンデンサ８８によって平滑された直流電圧は、ＩＧＢＴ７１のゲートに印加され、ＩＧＢＴ７１はオン状態となる。
【００７１】
一方、コントローラ２６による制御の下、図１０に示すＩＧＢＴ駆動回路７５を用いてＩＧＢＴ７１をオフ状態にする場合、ＩＧＢＴ駆動回路７５のパルストランス８９の一次巻線への交流電圧の印加を停止する。それに応じて、パルストランス８９の二次電圧は０［Ｖ］となり、コンデンサ８８に蓄えられた電荷は、抵抗８５によって０［Ｖ］まで放電され、ＩＧＢＴ７１はオフ状態となる。
【００７２】
なお、図１０に示す回路は、図９に示す回路に対して、パルストランス８９の磁気特性上の制約を受けないため、ＩＧＢＴ７１のオン時間、オフ時間、及びその比率に対する自由度が高いという利点がある。
【００７３】
図１１は、図２，図５，図６に示すＨＶＳＷ３３ａ，３３ｂの第５の回路例を示す図である。なお、図１１では、ＨＶＳＷ３３ａ，３３ｂを構成する多数の半導体スイッチの１つを取り出して説明する。
【００７４】
図１１に示すように、１つの半導体スイッチは、１つのＩＧＢＴ７１と、ＩＧＢＴ７１の駆動回路としてのＩＧＢＴ駆動回路７６からなる。ＩＧＢＴ駆動回路７６は、抵抗８５、コンデンサ８８、ダイオードブリッジ９０、及び圧電トランス９１からなる。
【００７５】
コントローラ２６による制御の下、図１１に示すＩＧＢＴ駆動回路７６を用いてＩＧＢＴ７１をオン状態にする場合、ＩＧＢＴ駆動回路７６の圧電トランスの一次端子に交流電圧を印加する。それに応じて、圧電の二次端子には、交流電圧が誘導され、ダイオードブリッジ９０によって直流電圧に整流させる。コンデンサ８８によって、平滑された直流電圧は、ＩＧＢＴ７１のゲートに印加され、ＩＧＢＴ７１はオン状態となる。
【００７６】
一方、コントローラ２６による制御の下、図１１に示すＩＧＢＴ駆動回路７６を用いてＩＧＢＴ７１をオフ状態にする場合、ＩＧＢＴ駆動回路７６の圧電トランス９１の一次端子への交流電圧の印加を停止する。それに応じて、圧電トランス９１の二次端子は０［Ｖ］となり、コンデンサ８８に蓄えられた電荷は、抵抗８５によって０［Ｖ］まで放電され、ＩＧＢＴ７１はオフ状態となる。
【００７７】
なお、図１１に示す回路は、図９及び図１０に示す回路に対し、パルストランス８９を使わない分、非常に小型にできる特徴がある。図９及び図１０に示す回路では、パルストランス８９で高圧部と低圧部の絶縁をする関係上、パルストランス８９のコアの開口を大きくしなければならず、小型化が困難である。図９及び図１０に示すパルストランス８９のコア形状を棒状にすれば、Ｃ−Ｃ型やＣ−Ｉ型コアのように閉じた磁気回路を有するパルストランス８９に対して小型化が可能であるが、高電圧が印加されるパルストランスの二次巻線をコアから絶縁する必要性から、パルストランス８９の小型化には限界がある。
【００７８】
図１１に示す回路のように、圧電トランス９１を使用する場合は、ＩＧＢＴ７１を駆動する信号や電力を伝達する圧電トランス９１そのものが、高耐圧の絶縁材料であるため、大幅な小型化を実現できる。
【００７９】
図１２は、図１１に示す回路例に備える圧電トランス９１と、その周辺部の構造例を示す図である。
【００８０】
図１２に示すように、図１１に示す回路例に備える圧電トランス９１は、圧電素子（セラミック）９１ａの両端に電極を形成した構造をとる。圧電トランス９１の低圧側配線を介して圧電素子９１ａに交流電圧が印加されると、圧電素子９１ａは振動を起こし、その振動が伝達することで、高圧側の電極に交流電圧を誘起する。圧電素子９１ａの周りは、弾力性のあるシリコンゴム９１ｂで覆われており、圧電素子９１ａの振動を阻害しないようにする。圧電素子９１ａを覆うシリコンゴム９１ｂと、ＩＧＢＴ駆動回路７６の高圧部及びＩＧＢＴ７１とは、絶縁のためエポキシ樹脂９１ｃで封止される。
【００８１】
本実施形態のＸ線ＣＴ装置１によると、Ｘ線発生器２１に、２つの電圧を出力可能な高電圧電源ユニット３２と、２つのＨＶＳＷ３３ａ，３３ｂとを備えることで、Ｘ線管３１で発生するＸ線のエネルギーを高速に切り替えることができるので、被検体Ｏの構成元素の違いを映像化し、例えば、石灰化した組織部と造影剤による血管の像を十分に分離することができる。
【符号の説明】
【００８２】
１  Ｘ線ＣＴ装置
１１  スキャナ装置
１２  画像処理装置
２１  Ｘ線発生器
２４  ＤＡＳ
３１  Ｘ線管
３２  高電圧電源ユニット
３２ａ，３２ｂ，３２ｃ，３２ｄ  高電圧電源
３３  ＨＶＳＷユニット
３３ａ，３３ｂ  ＨＶＳＷ
４１  インサートバルブ
４２  陽極
４３  陰極
５１  ５１ａ，５１ｂ  インバータ回路
５２  ５２ａ，５２ｂ  高圧トランス
５３ａ１乃至５３ａ４，５３ｂ１乃至５３ｂ３  倍電圧整流回路
５４ａ，５４ｂ  コッククロフト・ウォルトン回路
６１  高圧コネクタ
６２  低圧コネクタ
７１  ＩＧＢＴ
７２，７２，７３，７４，７５，７６  ＩＧＢＴ駆動回路
８１，８１ａ，８１ｂ  発光ダイオード
８２，８２ａ，８２ｂ  光ファイバ
８３  フォトダイオード
８４  トランジスタ
８５  抵抗
８６  ドライバＩＣ
８７  太陽電池
８８  コンデンサ
８９  パルストランス
９０  ダイオードブリッジ
９１  圧電トランス
９１ａ  圧電素子
９１ｂ  シリコンゴム
９１ｃ  エポキシ樹脂
【図１】
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【図２】
2011167466.tif 000004
【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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