(57)【要約】  ある方法は、既知のスペクトル特性を持つ物質を横断する放射線を、検出放射線を示す信号を出力する放射線感知検出器ピクセルで検出するステップと、上記出力信号と上記スペクトル特性との間のマッピングを決定するステップとを有する。この方法は更に、上記放射線感知検出器ピクセルの対応する出力と上記マッピングとに基づき、上記放射線感知検出器ピクセルにより検出される光子のエネルギーを決定するステップを有する。
2011516852.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
既知のスペクトル減衰又は蛍光特性を持つ物質を横断する生成された放射線を、検出放射線を示す信号を出力する放射線感知検出器ピクセルで検出するステップと、
前記ピクセルの前記出力信号と前記既知のスペクトル特性との間のマッピングを決定するステップとを有する、方法。
【請求項２】
前記放射線感知検出器ピクセルの対応する出力と前記マッピングとに基づき、前記放射線感知検出器ピクセルにより検出される光子のエネルギーを決定するステップを更に有する、請求項１に記載の方法。
【請求項３】
前記出力信号のピーク振幅が前記検出器ピクセルの出力範囲に対応する複数の異なる閾値のそれぞれを超える回数を計数するステップを更に有し、前記マッピングが、前記出力範囲にわたる前記カウントの分布に基づかれる、請求項１に記載の方法。
【請求項４】
前記出力範囲にわたる前記カウントの累算に基づき前記分布において前記スペクトル特性を位置決めするステップを更に有する、請求項３に記載の方法。
【請求項５】
前記スペクトル特性に対応する微分された分布におけるピークを特定するため、前記分布を１又は複数回微分するステップを更に有する、請求項３に記載の方法。
【請求項６】
前記検出器ピクセルの出力範囲を表す複数の異なる閾値と前記出力信号のピーク振幅とを比較するステップと、
前記ピーク振幅が前記閾値のそれぞれを超える回数を計数するステップと、
前記出力範囲にわたる前記カウントの累算の分布に基づき、前記ピクセルの前記出力信号と前記既知のスペクトル特性とをマッピングするステップとを更に有する、請求項１に記載の方法。
【請求項７】
前記放射線が、Ｘ線管により生成される、請求項１に記載の方法。
【請求項８】
前記信号が、検出された光子のエネルギーを示す、請求項１に記載の方法。
【請求項９】
前記スペクトル特性が、前記物質のｋ吸収エッジである、請求項１に記載の方法。
【請求項１０】
前記物質が、銀、スズ、ガドリニウム、アンチモン、ヨウ素、バリウム、ルテチウム、金、鉛、ビスマス又はウランの１つを含む、請求項１に記載の方法。
【請求項１１】
請求項１に記載の方法のステップを実行するコンピュータ断層撮影スキャナ。
【請求項１２】
検査領域を横断する放射線を放出する放射線源と、
検査領域を横断する放射線を検出するスペクトル検出器と、
前記検出された放射線に基づき前記スペクトル検出器を較正する較正要素とを有する、医療撮像システム。
【請求項１３】
前記放射線が、前記スペクトル検出器により検出される前に、既知のｋエッジを持つ物質を横断し、前記検出器は、検出された放射線の前記エネルギーを示す信号を出力し、前記較正要素が、前記物質の前記ｋエッジと前記スペクトル検出器の前記出力値とに基づき較正を生成する、請求項１２に記載の医療撮像システム。
【請求項１４】
前記較正要素が、
前記出力信号のピーク値が複数の異なる閾値のそれぞれを超える回数を表すカウントを累算するカウントアキュムレータと、
前記物質のｋエッジエネルギーへと前記累算されたカウントのピークの値をマッピングするマッパーとを含み、
前記較正要素は、前記マッピングに基づき前記スペクトル検出器に関する較正を生成する、請求項１２に記載の医療撮像システム。
【請求項１５】
前記較正要素が、前記マッピングの前に前記累算されたカウントの前記ピークの値を強調するピークエンハンサを更に含む、請求項１４に記載の医療撮像システム。
【請求項１６】
前記ピークエンハンサが、前記累算されたカウントの前記ピークの値を強調するため、前記累算されたカウントを微分する、請求項１５に記載の医療撮像システム。
【請求項１７】
前記閾値に基づき前記出力信号をエネルギー識別するエネルギー識別器と、
前記出力信号の前記ピーク値が閾値を超える回数を前記閾値のそれぞれに対して計数するカウンタとを更に有する、請求項１４に記載の医療撮像システム。
【請求項１８】
前記物質が、約２０ｋｅＶから約１２０ｋｅＶの範囲のｋエッジを持つ、請求項１２に記載の医療撮像システム。
【請求項１９】
前記医療撮像システムが、コンピュータ断層撮影システムである、請求項１２に記載の医療撮像システム。
【請求項２０】
コンピュータにより実行されるとき、前記コンピュータに、
既知のスペクトル特性を持つ物質を横断する生成放射線を、検出放射線を示す信号を出力する放射線感知検出器ピクセルで検出するステップと、
前記出力信号と前記スペクトル特性との間のマッピングを決定するステップと、
前記放射線感知検出器ピクセルの対応する出力と前記マッピングとに基づき、前記放射線感知検出器ピクセルにより検出される光子のエネルギーを決定するステップとを実行させる命令を含む、コンピュータ可読記憶媒体。
【請求項２１】
前記命令が、前記コンピュータにより実行されるとき、前記コンピュータに、
前記検出器ピクセルの出力範囲を表す複数の異なる閾値と前記出力信号のピーク振幅とを比較するステップと、
前記ピーク振幅が前記閾値のそれぞれを超える回数を計数するステップとを更に実行させるものであり、
前記マッピングが、前記出力範囲にわたる前記カウントの累算の分布に基づかれる、請求項２０に記載のコンピュータ可読記憶媒体。
【請求項２２】
前記命令が、前記コンピュータにより実行されるとき、前記コンピュータに、
前記ピーク振幅が前記閾値のそれぞれを超える回数を表す分布を決定するステップと、
前記分布においてピーク値を位置決めするステップと、
前記マッピングを生成するため、前記ピーク値に対応する前記閾値を前記スペクトル特性へとマッピングするステップとを更に実行させるものである、請求項２１に記載のコンピュータ可読記憶媒体。
【請求項２３】
前記スペクトル特性が、前記物質のｋエッジエネルギーである、請求項２０に記載のコンピュータ可読記憶媒体。
【請求項２４】
検出放射線を示す信号を出力する放射線感知検出器で放射線を検出するステップと、
前記ピクセルの前記出力信号と前記既知のスペクトル特性との間のマッピングを決定するステップと、
前記マッピングに基づき、前記撮像システムの前記検出器アレイに関する較正を決定するステップとを有する、方法。
【請求項２５】
前記放射線が、既知のスペクトル減衰又は蛍光特性を持つ生成又は蛍光放射線である、請求項２４に記載の方法。
【請求項２６】
撮像システムの検出器アレイを較正する方法において、
既知のスペクトル特性を持つ蛍光放射線を、前記検出器アレイの放射線感知検出器ピクセルで検出するステップであって、前記放射線感知検出器ピクセルが、前記検出された蛍光放射線のエネルギーを示す信号を出力する、ステップと、
前記出力信号と前記既知のスペクトル特性との間のマッピングを決定するステップと、
前記マッピングに基づき、前記撮像システムの前記検出器アレイに関する較正を決定するステップとを有する、方法。
【請求項２７】
前記既知のスペクトル特性を持つ物質をＸ線放射線で照射することにより、前記蛍光放射線を生成するステップを更に有し、前記物質が、前記蛍光放射線を放出する、請求項２６に記載の方法。
【請求項２８】
前記システムの光子エネルギー識別器の少なくとも１つのエネルギー閾値をセットするため、前記較正を使用するステップを更に有する、請求項２７に記載の方法。
【請求項２９】
前記既知のスペクトル特性が、前記蛍光放射線のスペクトル放出である、請求項２６乃至２８のいずれかに記載の方法。
【請求項３０】
前記出力信号の特徴を決定するステップであって、前記特徴が、前記検出された蛍光放射線の前記エネルギーを示す、ステップと、
前記既知のスペクトル特性へと前記特徴をマッピングするステップとを更に有する、請求項２６乃至２９のいずれかに記載の方法。
【請求項３１】
前記特徴が、前記検出された蛍光放射線の放出分布のピーク振幅、第１の閾値より大きい前記分布における振幅増加、又は第２の閾値より大きい前記分布における振幅減少のうちの少なくとも１つを含む、請求項３０に記載の方法。
【請求項３２】
前記撮像システムのＸ線管により生成される放射線で少なくとも１つの高エネルギーエミッタを、及び前記撮像システムのＸ線管により生成される放射線で少なくとも１つの低エネルギーエミッタを交互に照射することにより、前記蛍光放射線を生成するステップを更に有する、請求項２６乃至３１のいずれかに記載の方法。
【請求項３３】
前記少なくとも１つの低エネルギーエミッタに対応する前記検出器アレイの第１の出力信号を用いる第１のマッピングに基づき、及び前記少なくとも１つの高エネルギーエミッタに対応する前記検出器アレイの第２の出力信号を用いる第２のマッピングに基づき、較正曲線を生成するステップを更に有する、請求項３２に記載の方法。
【請求項３４】
前記エミッタを照射せず、ブロックされない場合前記検出器アレイを他の態様で照射する、前記Ｘ線管により生成される前記放射線の一部をブロックするステップを更に有する、請求項３２又は３３に記載の方法。
【請求項３５】
検査領域を横断する第１の放射線を放出する放射線源と、
前記第１の放射線を検出し、検出される放射線を示す信号を生成する検出器アレイと、
検出器較正装置とを有し、前記検出器較正装置が、
前記検出器アレイを照射することから前記第１の放射線をブロックする放射線ブロックと、
前記第１の放射線を受信し、既知のスペクトル特性を含み、かつ前記検出器アレイを照射する第２の放射線を生成する少なくとも１つのターゲットとを含む、撮像システム。
【請求項３６】
前記第２の放射線における前記既知のスペクトル特性を特定する特徴特定部と、
前記特定されたスペクトル特性と前記ターゲットの所定のスペクトル特性とに基づき、前記検出器アレイに関する較正を生成する較正要素とを更に有する、請求項３５に記載のシステム。
【請求項３７】
前記較正が、前記特定されたスペクトル特性と前記所定のスペクトル特性とを相関させる、請求項３６に記載のシステム。
【請求項３８】
前記特定されたスペクトル特性が、前記第２の放射線に対応する放出分布のピーク振幅、第１の閾値より大きい前記分布における振幅増加、又は第２の閾値より大きい前記分布における振幅減少のうちの少なくとも１つを含む、請求項３６又は３７に記載のシステム。
【請求項３９】
前記放射線ブロックが、前記送信放射線をブロックする第１の位置と前記送信放射線をブロックしない少なくとも第２の位置との間で選択的に移動可能である、請求項３５乃至３８のいずれかに記載のシステム。
【請求項４０】
前記ターゲットが、少なくとも２つの物質を含み、それぞれが異なるスペクトル特性を持つ、請求項３５乃至３９のいずれかに記載のシステム。
【請求項４１】
前記少なくとも２つの物質が、前記第１の放射線の経路に交互に配置され、第１のスペクトル特性は、前記少なくとも２つの物質の１つに関して特定され、第２のスペクトル特性が、前記少なくとも２つの物質の他方に関して特定され、前記較正要素が、前記第１及び第２のスペクトル特性に基づき、前記較正を生成する、請求項４０に記載のシステム。
【請求項４２】
撮像システムの検出器アレイを較正するために使用される検出器較正装置であって、
衝突してくる放射線をブロックする放射線ブロックと、
前記放射線を受信し、前記受信に基づき、既知のスペクトル特性を持つ放射線を放出するターゲットとを有する、装置。
【請求項４３】
前記検出器アレイを較正するとき、前記放射線ブロック及び／又は前記ターゲットが、前記システムに着脱自在に取り付けられ、対象物又は被験者をスキャンするとき、前記システムから除去される、請求項４２に記載の装置。
【請求項４４】
前記放射線ブロック又は前記ターゲットのうちの少なくとも１つが、前記システムの一部である、請求項４２に記載の装置。
【請求項４５】
前記ターゲットが、異なる既知のスペクトル特性を持つ放射線を放出する少なくとも２つの物質を含む、請求項４２乃至４４のいずれかに記載の装置。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本願は一般に、放射線感知検出器を較正することに関し、コンピュータ断層撮影（ＣＴ）に特定の用途を見出す。しかしながら、本願は、他の医療撮像用途及び非医学的な撮像用途にも適用可能である。
【背景技術】
【０００２】
コンピュータ断層撮影（ＣＴ）スキャナは、複数の放射線感知フォトセンサを持つ検出器アレイの反対側に配置されるＸ線管を含む。Ｘ線管は、Ｘ線管と検出器アレイとの間に規定される検査領域（任意の対象物／被験者をそこに含む）を横断する多エネルギー（poly-energetic）イオン化（Ｘ線）光子を放出する。フォトセンサの各々は、検査領域を横断する光子を検出し、これを示す投影データを生成する。再構成器は、ボリュメトリック画像データを生成するため投影データを再構成する。このデータは、画像を生成するために使用されることができる。結果として生じる画像は通常、相対的な放射線濃度に対応するグレースケール値の観点で表されるピクセルを含む。斯かる情報は、スキャンされる対象物／被験者の減衰特性を反映し、一般にスキャンされる対象物／被験者の構造を示す。
【０００３】
スペクトルＣＴに関しては、検出された放射線のスペクトル特性も決定され、例えば代謝情報、スキャンされる構造を特定するために使用されるデータ等の更なる情報を提供するために使用される。テルル化亜鉛カドミウム（ＣＺＴ）ベースの検出器アレイは、他のスペクトル検出器アレイ同様、光子を計数し、そのエネルギーを測定することにより、スペクトル情報を検出する。斯かる検出器アレイは、電子部品と連動して、衝突する光子のエネルギーと相関される信号（電流、電荷又は電圧）を生成する。この相関は、較正に基づかれる。この較正は、狭い輝線及び既知の放出エネルギーを持つ放射性物質から放出される放射線を検出し、各放射性源に対するフォトセンサの出力信号における最大反応値と、対応する放射性物質の既知のエネルギーとを相関させることにより実行される。少なくとも２つのデータポイントから、較正曲線が生成されることができる。これは、フォトセンサの各々に対して実行される。
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【０００４】
斯かる較正は、複数の欠点を持つ。例えばコバルト５７（Ｃｏ５７）といった適切な放射性物質は、比較的高価でありえる。更に、Ｃｏ５７といった放射性物質は半減期が１年未満であり、従って、毎年交換される必要があり、コストを更に上昇させる。更に、どれくらいの放射性活動が放射性物質の小さなボリュームに集中されることができるかについての限界が存在し、放射性活動に関するこの限界が、カウントレートを制限する。この制限は、較正に関して適切なカウントを得るために、比較的長い較正時間を生じさせる場合がある。更に、斯かる放射性物質は一般に、規制されており、それらを用いる施設による認証を必要とし、放射性物質を扱うのに必要なトレーニングを受けた技師により扱われる。更に、検査領域に放射性物質を設置して配置し、及びそこから放射性物質を除去するのに、追加的な整備士が必要とされる場合がある。
【０００５】
本出願の側面は、上述した事項その他に対処する。
【課題を解決するための手段】
【０００６】
１つの側面によれば、ある方法が、既知のスペクトル特性を持つ物質を横断する放射線を、検出放射線を示す信号を出力する放射線感知検出器ピクセルで検出するステップと、上記出力信号と上記スペクトル特性との間のマッピングを決定するステップとを含む。
【０００７】
別の側面によれば、医療撮像システムが、検査領域を横断する放射線を放出する放射線源と、検査領域を横断する放射線を検出するスペクトル検出器と、上記検出された放射線に基づき上記スペクトル検出器を較正する較正要素とを含む。
【０００８】
別の側面によれば、コンピュータ可読ストレージ媒体が、コンピュータにより実行されるとき、上記コンピュータに、既知のスペクトル特性を持つ物質を横断する生成放射線を、検出放射線を示す信号を出力する放射線感知検出器ピクセルで検出するステップと、上記出力信号と上記スペクトル特性との間のマッピングを決定するステップと、上記放射線感知検出器ピクセルの対応する出力と上記マッピングとに基づき、上記放射線感知検出器ピクセルにより検出される光子のエネルギーを決定するステップとを実行させる命令を含む。
【０００９】
別の側面によれば、撮像システムの検出器アレイを較正する方法が、既知のスペクトル特性を持つ蛍光放射線を、上記検出器アレイの放射線感知検出器ピクセルで検出するステップであって、上記放射線感知検出器ピクセルが、上記検出された蛍光放射線のエネルギーを示す信号を出力する、ステップと、上記出力信号と上記既知のスペクトル特性との間のマッピングを決定するステップと、上記マッピングに基づき、上記撮像システムの上記検出器アレイに関する較正を決定するステップとを含む。
【００１０】
別の側面によれば、撮像システムが、検査領域を横断する第１の放射線を放出する放射線源と、上記第１の放射線を検出し、検出される放射線を示す信号を生成する検出器アレイと、検出器較正装置とを含む。この検出器較正装置が、上記検出器アレイを照射することから上記第１の放射線をブロックする放射線ブロックと、上記第１の放射線を受信し、既知のスペクトル特性を含み、かつ上記検出器アレイを照射する第２の放射線を生成する少なくとも１つのターゲットとを含む。
【００１１】
別の側面によれば、検出器較正装置が、衝突する放射線をブロックする放射線ブロックと、上記放射線を受信し、上記受信に基づき、既知のスペクトル特性を有する放射線を放出するターゲットとを含み、この検出器較正装置が、撮像システムの検出器アレイを較正するために使用される。
【図面の簡単な説明】
【００１２】
【図１】スペクトル検出器の較正成分に関連する撮像システムを示す図である。
【図２】較正要素の非限定的な例を示す図である。
【図３】光子エネルギーの関数として、ガドリニウムを横断する光子に関する吸収分布のグラフ表現を示す図である。
【図４】光子エネルギーの関数として、ガドリニウムを横断する放射線を検出する検出器ピクセルの出力信号のグラフ表現を示す図である。
【図５】閾値エネルギーの関数として、ガドリニウムを横断する放射線を検出する検出器ピクセルの出力信号に関する累算されたカウントのグラフ表現を示す図である。
【図６】累算されたカウントにおけるｋエッジを示すグラフ表現を示す図である。
【図７】ある方法を示す図である。
【図８】検出器較正要素を含む別の例示的なシステムを示す図である。
【図９】例示的なＸ線蛍光放出スペクトルを示す図である。
【図１０】較正要素の別の非限定的な例を示す図である。
【図１１】別の方法を示す図である。
【図１２】検出器較正要素を含む別の例示的なシステムを示す図である。
【発明を実施するための形態】
【００１３】
本発明は、様々な要素及び要素の配列の形式並びに様々なステップ及びステップの配列の形式を取ることができる。図面は、好ましい実施形態を説明するためだけにあり、本発明を限定するものとして解釈されるべきものではない。
【００１４】
最初に図１を参照すると、コンピュータ断層撮影（ＣＴ）スキャナ１００が、静止したガントリ１０２を含む。このガントリは、スキャンの間一般に静止しているという意味で、静止している。しかしながら、静止したガントリ１０２は、傾くように構成されることができ、及び／又は他の態様で移動されることができる。
【００１５】
スキャナ１００は、回転ガントリ（図示省略）も含む。これは、静止したガントリ１０２により回動可能に支持される。回転ガントリは、長手方向又はｚ軸１０６に関して、検査領域１０４の周りを回動する。
【００１６】
例えばＸ線管といった放射線源１１０は、回転ガントリにより支持され、検査領域１０６の周りを回転ガントリと共に回動する。放射線源１１０は、検査領域１０６を横断する、一般にファン、ウェッジ又はコーン形状の多エネルギー放射線ビームを放出する。
【００１７】
源１１０の近くに配置されるフィルタ（図示省略）は、診断撮像範囲以下のエネルギーを持つ光子を放射ビームからフィルタリングする。例えば、例えば１０ｋｅＶ以下のエネルギーを持つ光子がフィルタリングされる。斯かる光子を除去すると、患者線量を減らすことができ、ビームの効果的エネルギーを増加させる。例えば、このフィルタは、源の近くに配置されるトレイに配置され、放射ビームの中へと及びビームの外へと選択的に移動されることができる。
【００１８】
検出器アレイ１１２は、その上に衝突する光子を検出し、検出された放射線を示す信号を生成する。検出器アレイ１１２は、放射線感知ピクセルの１つ又は複数の行を含み、各ピクセルは、そこで検出される光子のエネルギーを示すピーク振幅を持つ電圧、電流又は電荷信号を生成する。
【００１９】
エネルギー選別器１１６は、例えば特定の異なるエネルギー準位にそれぞれ対応する１つ又は複数の閾値と信号のピーク振幅とを比較することにより、信号をエネルギー識別する。検出された光子のエネルギー準位と検出器アレイ１１２の出力値とを相関させる較正１１８が、１つ又は複数の識別エネルギー準位に関する１つ又は複数の閾値をセットするために使用される。エネルギー選別器１１６は、各閾値に対して出力信号を生成する。これは、出力信号のピーク振幅が対応する閾値を超えるかどうかを示す。パルス成形器及び／又は他の電子部品は、識別のため検出器により出力される信号を処理及び／又は調整するのに使用されることができる。
【００２０】
信号のピーク振幅が閾値を超えるとき、カウンタ１２４は、閾値に関して対応するカウント値を１増加させる。各閾値に関するカウント値は、対応する閾値を超えるエネルギーを持つ検出された光子の数を提供する。検出された光子は、このカウントに基づき１つ又は複数のエネルギービンにおいてエネルギービン化される。
【００２１】
再構成器１２６は、このカウントに基づき検出器１１２により生成される信号を選択的に再構成する。これは、上述されたように、信号のスペクトル特性を示す。
【００２２】
例えば寝台である患者支持部１２８は、検査領域１０４における患者を支持する。患者支持部１２８は、ヘリカル、軸方向又は他の所望のスキャン軌道を容易にするために、回転ガントリの回動と協同してｚ軸１０６に沿って移動可能である。
【００２３】
汎用のコンピュータシステム１３０は、オペレータ端末として機能する。これは、例えばディスプレイ及び／又はプリンタといった人間が読み取れる出力デバイスと、例えばキーボード及び／又はマウスといった入力デバイスとを含む。コンピュータシステム１３０上のソフトウェアは、例えば、オペレータが検出器較正ルーチンを実行すること、スキャンプロトコルを選択すること、スキャンを開始及び停止すること、ボリュメトリック画像データを表示及び／若しくは操作すること、並びに／又はシステム１００と他の態様で相互作用することを可能にすることにより、オペレータがシステム１００の動作を制御することを可能にする。
【００２４】
上述したように、較正１１８は、検出された光子のエネルギー準位と検出器アレイ１１２の出力とを相関させ、注目する特定のエネルギー準位に基づき、適切な閾値をセットするために使用される。較正要素１２０は、較正１１８を生成する。これは、ストレージ要素１３４又は他の場所に格納されることができる。詳細は後述されるが、例えば、較正要素１２０は、既知のエネルギーの放射線を検出し、少なくとも２つの異なるエネルギーに関する既知のエネルギーと、検出器アレイ１１２の各ピクセルに関する出力信号とを相関させることにより較正１１８を生成する。そして、結果として生じるデータポイントを用いて、検出器の出力信号とこのデータポイントに基づかれるエネルギーとを相関させることにより、検出された光子のエネルギーを決定する。
【００２５】
既知のエネルギーの放射線は、例えばｋエッジエネルギー又は他のスペクトル特性といった既知のスペクトル特性を持つ物質１３６を放射線ビームの経路に配置し、物質１３６を横断する放射線を検出することにより生成される。図示される実施形態において、物質１３６は、検査領域１０４の中央の周りに示される。しかしながら、代替的に物質１３６が源１１０又は検出器１１２のより近くに配置されることができる点で、この位置が非限定的であることを理解されたい。例えば、物質１３６は、フィルタトレイ（例えば、低エネルギー光子をフィルタリングするために使用されるフィルタトレイ）に配置されることができ、放射線ビームの中へと（例えば、較正の間）及び放射線ビームの外へと（例えば、処置の間）選択的に移動されることができる。一般に、異なる既知のスペクトル特性を持つ少なくとも２つの異なる物質１３６が、較正１１８に関して使用される。少なくとも２つの異なる物質が、分離した実体又は同じ実体の異なる領域に存在することができる点も理解されたい。使用される特定の物質１３６は、スキャン処置及び／又はその他に関して、注目するターゲット物質に依存することができる。
【００２６】
既知のスペクトル特性を持つ放射線を生成するため放射線源１１０及び物質１３６を使用することは、放射性物質を使用することに関する様々な欠点を緩和する。例えば、Ｃｏ５７といった放射性物質は必要とされない。これにより、斯かる放射性物質の調達、交換、及び取り扱いに関する欠点、限られた放射性活動の補償に関する欠点、斯かる放射性物質を使用するための証明の取得に関する欠点、並びに、検査領域１０４の内外へと斯かる放射性物質を動かすための機械を組み込むことに関する欠点が緩和される。
【００２７】
図２を参照すると、較正要素１２０の非限定的な例が示される。較正要素１２０は、カウントアキュムレータ２０２、ピークエンハンサ２０４、マッパー２０６、ｋエッジエネルギー・バンク２０８及び較正決定部２１０を含む。
【００２８】
この例では、スペクトル特性が、物質１３６のｋエッジエネルギーであると仮定する。説明目的のため、以下は、約５０．２ｋｅＶでｋエッジを持つガドリニウム（Ｇｄ）に関連して説明される。他の適切な物質１３６としては、以下に限定されるものではないが、銀（Ａｇ：ｋエッジ
2011516852.tif 000003
２５．５ｋｅＶ）、スズ（Ｓｎ：ｋエッジ
2011516852.tif 000004
２９．２ｋｅＶ）、アンチモン（Ｓｂ：ｋエッジ
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３０．５ｋｅＶ）、ヨウ素（Ｉ：ｋエッジ
2011516852.tif 000006
３３．２ｋｅＶ）、バリウム（Ｂａ：ｋエッジ
2011516852.tif 000007
３７．４ｋｅＶ）、ルテチウム（Ｌｕ：ｋエッジ
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６３．３ｋｅＶ）、金（Ａｕ：ｋエッジ
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８０．７ｋｅＶ）、鉛（Ｐｂ：ｋエッジ
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８８．０ｋｅＶ）、ウラン（Ｕ：ｋエッジ
2011516852.tif 000011
１１５．６ｋｅＶ）又は既知のｋエッジを持つ別の物質を含む。一般に、物質１３６がより厚いほど、より多くのｋエッジが公表され（pronounced）、物質１３６がより薄いほど、検出器により出力される信号がより大きくなる。図の例では、この物質は厚さ約０．７ｍｍであり、結果は、１００ｋＶｐタングステンＸ線管に対するものである。
【００２９】
一般に、物質１３６により吸収される光子の数は、増加する光子エネルギーの関数として減少する。しかしながら、光電効果が原因でｋエッジエネルギーよりちょっと下のエネルギーを持つ光子と比べると、物質１３６のｋエッジエネルギーをわずかに超えるエネルギー（ｋシェルバインディングエネルギー）を持つ光子は、より物質１３６によって吸収されやすい。結果は、物質１３６により吸収される光子の数が、ｋエッジエネルギーで急に増加するということである。図３は、Ｇｄに関する例示的な吸収分布３０２を示す。第１の軸３０４は、吸収を表し、第２の軸３０６は、光子エネルギーを表す。分布３０２は、増加する光子エネルギーの関数として、吸収が一般に減少することを示す。しかしながら、複数の立ち上がりエッジ３０８、３１０及び３１２が存在するか、又は光子吸収における増加が存在する。これは、電子の内側層のバインディングエネルギーに対応する。立ち上がりエッジ３１２は、診断撮像において一般に使用されるエネルギー範囲（例えば、２０ｋｅＶ〜１２０ｋｅＶ）に含まれる。吸収におけるこの増加は、約５０．２ｋｅＶであるＧｄのｋエッジに対応する。
【００３０】
低エネルギーでは、検出器アレイにおいて測定される強度は、光子エネルギーの増加と共に増加する。なぜなら、より高エネルギーの光子は、上述したようにより低エネルギーの光子と比べると吸収されにくく、通常フィルタリングされた放出スペクトルは、強度においてエネルギーと共に増加するからである。高エネルギー側では、プライマリスペクトルにおいて減少する強度が原因で、測定される強度は、エネルギーと共に下がり始める。これは、Ｘ線管加速電圧に等しいエネルギーで、０強度に達する。ｋエッジは、検出器アレイ出力信号の値における突然の減少として、検出器アレイ出力信号において識別可能である。上記は、図４において視覚的に示される。この図は、Ｇｄに関する例示的な検出器アレイ出力信号分布４０２を示す。第１の軸４０４は、検出器出力を表し、第２の軸４０６は、光子エネルギーを表す。分布４０２は、検出器出力信号が、増加する光子エネルギーの関数として、一般に増加することを示す。しかしながら、診断撮像において一般に使用されるエネルギー範囲において、符号４０８に示すように検出器出力信号における突然の減少が存在する。この減少は、Ｇｄのｋエッジに対応する。仮定された検出器分解能及びデッドタイム効果に畳み込まれる分布４０２である第２の分布４１０も、図４に示される。
図１及び図２を引き続き参照すると、較正目的のため、エネルギー選別器１１６に対する閾値が、検出器アレイ１１０により出力される値の範囲に対応する。この例に対して、この範囲は、約２０のミリボルト（ｍＶ）から約１６０ｍＶまでとなる。エネルギー選別器１１６は、検出器アレイ１１０の各ピクセルの出力信号のピーク振幅と閾値とを比較する。エネルギー選別器１１６は、必要であればどの閾値がピーク振幅により超えられるかを示す出力信号を生成する。例えば、この出力は、信号のピーク振幅が対応する閾値を超えるとき、閾値に関する立ち上がり又は立ち下がりエッジを含むデジタル信号とすることができる。
【００３１】
カウンタ１２４は、選別器１１６の出力に基づき、閾値の各々に対して、カウント値を１増加させる。例えば、入力信号の振幅が対応する閾値を超えることを示す信号を選別器１１６の出力が生成するとき、閾値に対するカウント値が１増加される。このように、例えば、１つ又は複数の閾値と交差するとき、１つ又は複数のカウント値が、この信号に関して増加されることができる。カウンタ１２４の出力は、各閾値に対するカウント値を含む。
【００３２】
カウントアキュムレータ２０２は、カウンタ１２４からのカウントを累算する。例えば、このカウントは、閾値の関数として累算される。これは図５に示される。図５では、第１の軸５０２は、累算されたカウントを表し、第２の軸５０４は、ｍＶにおける閾値を表す。第１の分布５０６は、第１の検出器ピクセルに対する累算されたカウントを表し、第２の分布５０８は、第２の検出器ピクセルに対する累算されたカウントを表す。２つの異なる検出器ピクセルに関する分布５０６及び５０８が、数ｍＶ分オフセットされる点に留意されたい。これは、検出器及びそのチャネルの異なる性能、例えば異なるゲイン及び／又はオフセットが原因によるものである場合がある。
【００３３】
図１及び図２を引き続き参照すると、ピークエンハンサ２０４は、累算されたカウントにおけるｋエッジを示すピークを強調する。例えば、これは、微分された分布における最大値を特定するため、累算されたカウント分布を微分することにより実現される。図６は、第１の軸６０２が微分されたカウントを表し、第２の軸６０４が閾値を表すような例を示す。第１の分布６０６は、第１の検出器ピクセルに関する微分されたカウントの分布を示し、第２の分布６０８は、第２の検出器ピクセルに関する微分されたカウントの分布を示す。微分された分布におけるピーク位置は、図４の符号４１０における最大に相関する。これは、ｋエッジエネルギーの数ｋｅＶ下である。ｋエッジの位置は、個別の曲線における最も急峻な減少のエネルギー位置として、図４の符号４１０及び図６の符号６０６及び６０８に見つけ出されることができる。急峻な降下は、曲線の第１の導関数の負の最大値として、すぐに見つけ出されることができる。データにおけるノイズが原因で、何らかのスムージングが、適用されなければならない場合がある。図６における分布６０６及び６０８が、Ｇｄのｋエッジエネルギーの２、３ｋｅｖ内でピークに達する点を留意されたい。
【００３４】
マッパー２０６は、微分された累算カウント分布６０６及び６０８におけるピークを物質１３６の対応するｋエッジへとマッピングする。これは、ｋエッジエネルギーを閾値に対して相関させる。ｋエッジバンク２０８は、様々な物質のｋエッジエネルギーを含む。マッパー２０６は、物質１３６のタイプとｋエッジバンク２０８における対応するｋエッジエネルギーとに基づき、適切なｋエッジエネルギーへとピークをマッピングする。図示される例では、約５７．５ｍＶの閾値に対応する第１の検出器のピクセルピークは、Ｇｄのｋエッジエネルギーである５０．２ｋｅＶと相関され、約６２．５ｍＶの閾値に対応する第２の検出器のピクセルピークは、５０．２ｋｅＶと相関される。
【００３５】
較正決定部２１０は、マッパー２０６の出力に基づき、各検出器ピクセルに対する較正１１８を決定する。一般に、較正１１８を決定するために、少なくとも２つの物質を用いる各検出器に対する少なくとも２つのマッピング（データポイント）が使用される。各物質は、異なるが既知のｋエッジエネルギーを持つ。２つのデータポイントを用いると、所望のエネルギー準位と適切な閾値とを相関させるために、線形適合が用いられる。２つ以上のデータポイントを用いると、例えば２次又は３次適合といったより高次の技術が使用されることができる。例えば、較正１１８は、診断撮像範囲に関するエネルギーマッピングに対して出力信号を提供するルックアップテーブル（ＬＵＴ）を含む。別の例では、データポイントは、多項式関数の係数である。データポイント間及びデータポイントの外側のマッピングは、内挿若しくは外挿を介して及び／又は他の態様で決定されることができる。
【００３６】
較正１１８に関する少なくとも１つのデータポイントを決定するため、生成された放射ビームに加えて放射性物質が使用されることができる点を理解されたい。
【００３７】
代替的な手法では、検出器のスペクトル応答が知られる場合、検出器のエネルギースペクトルが個別のスペクトル応答と共に畳み込まれることができ、この結果は、測定されたスペクトルと比較されることができる。
【００３８】
この較正は、図７に関連して以下に説明される。
【００３９】
ステップ７０２において、既知のｋエッジエネルギーを持つ物質がスキャンされる。
【００４０】
ステップ７０４において、物質を横断する光子を検出する検出器ピクセルの出力信号は、検出器ピクセルにより出力される値の範囲内の値を表す複数の異なる閾値に対して識別される。
【００４１】
ステップ７０６において、各閾値に対して、出力信号の振幅が対応する閾値を超えるとき、カウントが１増加される。
【００４２】
ステップ７０８において、カウントが、閾値にわたり累算される。
【００４３】
ステップ７１０において、例えば、累算されたカウント分布を微分することにより、この物質に対するｋエッジが、累算されたカウント分布において位置決めされる。
【００４４】
ステップ７１２において、ｋエッジに対応する閾値が、物質のｋエッジエネルギーへとマッピングされる。
【００４５】
ステップ７１４において、異なる既知のｋエッジエネルギーを持つ第２の物質を用いて、ステップ７０２〜７１２が少なくとも２回実行される。
【００４６】
ステップ７１６において、較正１１８を生成するためマッピングが用いられる。これは、検出された光子のエネルギーと検出器ピクセルの出力信号とを相関させるためにスキャンの間に使用される。
【００４７】
図８は、較正１１８を決定することに関する別の実施形態を示す。この実施形態では、較正１１８を決定するため、既知のエネルギーの蛍光放射線が用いられる。
【００４８】
図示された例において、放射線又はビームブロック８００は、ベアリング等を介してスキャナ１００に移動可能につけられ、放射線源１１０の焦点スポット８０２と検出器アレイ１１２（図示）との間に配置される第１又は較正位置と、焦点スポット８０２と検出器アレイ１１２（図示省略）との間に配置されない少なくとも１つの非較正（スキャン）位置との間で動くよう較正される。この例では、焦点スポット８０２は、検出器アレイ１１２の中央領域に対して垂直に延在し、この中央領域を切断する仮想軸８０４上に配置される。
【００４９】
較正位置にあるとき、例えば鉛又は他の高いＺ物質といった高いＺ物質を含むビームブロック８００が、焦点スポット８０２から放出される放射線をブロックする。例えば、（直接的な）送信放射線が検出器アレイ１１２を実質的に照射しないよう、これは、放出された放射線を減衰させることを含む。点線８０６の間の領域は、ビームブロック８００によりブロックされる放射ビームの部分を示す。ビームブロック８００が非較正位置（図示省略）にあるとき、点線８０６で示すように、送信放射線は検査領域１０４及びその中の任意の対象物又は被験者を横断し、検出器アレイ１１２を照射する。
【００５０】
ビームブロック・コントローラ８０８は、例えばモーター等の駆動部装置を制御する。これは、ベアリングに機械的に結合され、ベアリング及び従ってビームブロック８００を動かす。斯かる移動は、例えば上述された第１の位置及び非較正位置といった較正及びスキャン位置の中へ及び外へと動くものとすることができる。
【００５１】
較正目的のため、少なくとも１つのターゲット８１０が、ビームブロック８００によりブロックされず、かつ検出器アレイ１１２を直接照射しない光線の経路に配置される。ｚ軸方向に沿ったビームブロック８００の対向側に、２つのターゲット８１０が、説明目的のために示される。図示される実施形態において、ターゲット８１０は、スキャナ１００の部分に付けられ、図示されるように、そこから放出される放射線が検出器アレイ１１２を照射する経路を横断するよう、ｚ軸に沿って方向付けられる又は角度をつけられることができる。
【００５２】
ターゲット８１０は、放射線による衝突に基づき既知のスペクトル又は輝線を持つ蛍光を発するか又は放射線を放出する、１つ又は複数の物質を含む。少なくとも１つのターゲット８１０は、低エネルギー及び高エネルギーに関して充分な輝線を提供する少なくとも２つの物質又は物質の合金を含む。斯かるターゲット８１０は、スキャナ１００に移動可能に付けられることができ、物質の１つが放射線経路にある第１の位置と物質の別の１つが放射線経路にある第２の位置との間で選択的に移動されるよう構成されることができる。
【００５３】
ターゲット物質の例は、以下に限定されるものではないが、銀（Ｋα１〜２２．２ｋｅＶ）、タンタル（Ｋα１〜５７．０ｋｅＶ）、金（Ｋα１〜６８．８ｋｅＶ）及び鉛（Ｋα１〜７５．０ｋｅＶ）並びに／又は他の物質を含む。図９は、タンタルに関する例示的な輝線を示す。第１の又はｙ軸９０２は、光量子密度（単位はｋｅＶ−１）を表し、第２の又はｘ軸９０４は、光子エネルギー（単位はｋｅＶ）を表す。輝線又は二重線の第１のセット９０６は、Ｋ−α（Ｋα）輝線（Ｋα１及びＫα２）に対応する。これは、電子が「Ｌ」シェルの２ｐ軌道から「Ｋ」シェルに移行するとき生じる。電子スピンと２ｐ軌道の軌道運動量との間のスピン軌道相互作用エネルギーに基づき、各ラインは、わずかに異なるエネルギーに対応する。輝線又は二重線の第２のセット９０８は、Ｋ−β（Ｋβ）輝線（Ｋβ１及びＫβ２）に対応する。これは、電子が「Ｍ」シェルの２ｐ軌道から「Ｋ」シェルに移行するとき生じる。
【００５４】
ターゲット８１０がスキャナ１００に移動可能につけられる図８に戻ると、ターゲットコントローラ８１２は、例えばターゲット８１０を移動させるモーター等の駆動装置を制御する。上述したように斯かる移動は、物質の１つが放射線経路にある第１の位置と別の物質が放射線経路にある第２の位置との間でターゲット８１０を動かすことを含む。斯かる移動は、放射線経路の内外にターゲット８１０を移動させることも含むことができる。
【００５５】
コリメータ８１４は、適切なｚ軸ビーム角又は幅を持つ放射ビームを形成するため、焦点スポット８０２から放出される放射線を平行化する。図の例では、結果として生じる放射線ビームがターゲット８１０を照射するよう、これは放出された放射線を平行化することを含む。非較正目的のため、放射線が、検出器アレイ１１２の適切な領域を照射しつつターゲット８１０を照射しないよう、コリメータ８１４は、放出される放射線を平行化することができる。
【００５６】
上記のように、検出器アレイ１１２は、この例では、ターゲット８１０により放出される放射線を含む検出器アレイ１１２に当たる放射線を検出し、検出された放射線のエネルギーを示す振幅ピークを持つ信号を生成する。エネルギー識別器１１６は、１つ又は複数のエネルギー閾値に基づきこの信号をエネルギー識別し、必要であれば、どの閾値がピーク振幅により超えられるかを示す出力信号を生成する。カウンタ１２４は、識別器１１６の出力に基づき、閾値の各々に関するカウント値を１増加させる。
【００５７】
図１０に示されるように、本実施形態において、較正要素１２０は、カウントアキュムレータ２０２を含む。これは、上記したように、例えば、エネルギーの関数としてカウント分布を生成するためカウンタ１２４からのカウントを累算する。
【００５８】
特徴特定部１０００は、カウント分布からの検出された放射線のエネルギーを示す少なくとも１つの特徴を特定する。例えば、特徴特定部１０００は、カウント分布における１つ若しくは複数のスパイク若しくはパルスのピーク振幅、対応する閾値を超える、振幅における高速立ち上がり又は立ち下がり、及び／又は他の情報を特定することができる。図９を参照すると、特徴特定部１０００は、１つ、２つ、３つ若しくは４つ全てのピーク、及び／又は他の情報を特定することができる。
【００５９】
マッパー２０６は、放出スペクトルバンク１００２に格納される、対応する放出スペクトルを用いて、特定されたピーク及び／又は他の情報をマッピングする。例えば、マッパー２０６は、ターゲット物質のタイプ及び放出スペクトルバンク１００２における対応する放出スペクトルに基づき、適切な放出スペクトルへとピーク振幅に関連付けられるエネルギーをマッピングすることができる。
【００６０】
較正決定部２１０は、マッパー２０６の出力に基づき、検出器ピクセルに関する較正１１８を決定する。一般に、検出器ピクセルに関する少なくとも２つのマッピング又はデータポイントが得られ、較正１１８を決定するために使用される。２つのデータポイントを用いると、検出器アレイ１１２により出力される所望のエネルギー準位と適切な閾値とを相関させるために、線形適合が用いられることができる。２つ以上のデータポイントを用いると、例えば２次又は３次適合といったより高次の技術が、使用されることができる。得られたデータポイントの範囲外のデータポイントは、外挿を介して及び／又は他の態様で決定されることができる。
【００６１】
上記のように、較正１１８は、ストレージ１３４に及び／又は他の態様で格納されることができ、並びにスキャナ１００の正常な（非較正）動作の間使用されることができる。
【００６２】
図１１は、較正方法を示す。ステップ１１０２において、ビームブロック８００は、焦点スポット８０２と検出器アレイ１１２との間の経路に配置される。ステップ１１０４において、焦点スポット８０２から放出される放射線がターゲット８１０を照射するよう、放射線ビームが平行化される。ステップ１１０６において、ターゲット８１０は、所望のターゲット物質を用いる測定に関して適切に方向付けられる。ステップ１１０８において、較正スキャンが実行される。ステップ１１１０において、較正情報が、スキャンデータから抽出される。ステップ１１０６〜１１１０は、１つ又は複数の他のターゲット物質に関して繰り返されることができる。ステップ１１１２において、較正情報が格納される。ステップ１１１４において、ビームブロック８００は、焦点スポット８０２と検出器アレイ１１２との間の経路の外へ移動される。ステップ１１１６において、較正情報が、非較正（正常な）スキャンと共に使用されることができる。
【００６３】
図８の実施形態の変形例が、述べられる。
【００６４】
別の実施形態では、このシステム１００は、多数のスキャンに基づき、及び／又は他の態様で、オンデマンドで、所定の較正計画（例えば、毎週、毎月等）に基づかれる較正を自動的に実行するよう構成される。
【００６５】
上記の実施形態において、較正要素、例えば、ビームブロック８００及びターゲット８１０が、システムにつけられる。別の実施形態では、フィールド技師又は他の個人が、較正に関するこれらの要素をインストールし、その後それらを除去する。
【００６６】
上記の実施例において、ターゲット８１０は、少なくとも２つの物質、即ち１つの低エネルギーエミッタ及び１つの高エネルギーエミッタを含む。別の実施形態では、１つは低エネルギーエミッタで１つは高エネルギーエミッタという少なくとも２つの物理的に異なるターゲットが使用される。この実施形態を用いると、ターゲット８１０は、手動で及び／又は他の態様で、コントローラ８１２を介して内部交換可能又は外部交換可能である。
【００６７】
別の実施形態では、異なる放出スペクトルを持つ２つ以上のターゲット物質、例えば、少なくとも３つのターゲット物質が使用される。
【００６８】
図示されるように、ターゲット８１０により生成される放射線ビームは、検出器アレイ１１２全体を実質的に照射する。他の実施形態では、検出器アレイ１１２のより小さな領域が、照射されることができる。斯かる実施形態を用いると、同じターゲット物質を用いて、検出器アレイ１１２の異なる領域を覆う１回以上のスキャンが実行されることができ、結果として生じるデータは、必要に応じて、検出器アレイ１１２全体に関するデータを生み出すため組み合わされることができる。他方、較正の間照射されない検出器アレイ１１２の領域に関するデータが、他の態様で決定されることができる。
【００６９】
図１２において、焦点スポット８０２は、少なくとも較正目的のため、ｚ軸に沿って軸８０４から（例えば、１０〜３０ｍｍ）オフセットされて配置される。焦点スポット８０２は、（放射線源技術に基づき）電磁気的若しくは静電容量的に、及び／又は放射線源１１０を手動で又は自動的に物理的に並進させることにより、配置されることができる。この例では、単一のターゲット８１０が、較正目的のため、軸８０４に又はその近くに配置される。この場合も、ビームブロック８００は、そうでなければ検出器アレイ１１２に当たる送信放射線をブロックするよう配置される。しかし、放射線がターゲット８１０に当たることは可能にされる。この実施形態は一般に、２次元散乱防止グリッドでの使用に非常に適している。
【００７０】
較正が、蛍光、特性及び／又は放射性放射線の組合せに基づき決定されるよう、本書において説明される技術が、組み合わせられることができる。斯かる場合、例えば、フィルタリングされたスペクトルが高又は低エネルギー特徴を提供し、蛍光放射線が他の特徴を提供する。別の例では、放射線源１１０の特徴的な放射線が、較正ラインの１つとして使用され、フィルタリングされたスペクトル又は蛍光放射線が、他の特徴を提供する。更に別の例では、放射線源加速電圧により与えられるスペクトルの高エネルギーのカットオフが、高エネルギーの較正点として使用されることができる。
【００７１】
上述のすべての場合において、２つの後続の測定が使用されると、放射線源電圧及び／又は電流は調整されることができ、スペクトルフィルタリングが適用されることができる。
【００７２】
本書に説明される技術は、コンピュータ可読ストレージ媒体において実現及び／又はエンコードされるコンピュータ可読命令を用いて実現されることができる点を理解されたい。この命令は、コンピュータプロセッサにより実行されるとき、プロセッサに本書に説明される行為を行わせる。非限定的な例だが、コンピュータシステム１３０は、本書に説明される行為を行うための命令を実行することができる。これは、放射線経路に適切な物質を配置すること、物質をスキャンすること、物質を横断する放射線から較正を生成すること、検出器ピクセルを照射すること、及び、これらのステップを少なくとも１回繰り返すことを含むことができる。
【００７３】
本発明は、様々な実施形態を参照して本書において説明された。本書の記載を読めば、第三者は、修正及び変更を思いつくことができる。それらの修正及び変更が添付の特許請求の範囲又はその均等物の範囲内にある限り、本発明は、すべての斯かる修正及び変更を含むものとして構築されることが意図される。
【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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【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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【国際調査報告】
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