(57)【要約】【課題】IVRにおいて診断上有用であるにも関わらず、Ｘ線画像上に表示させることが困難な画像情報をコントラストの高い参照画像として付加的に表示させることにより、術者の画像認識を支援しＸ線検査の効率を向上させることが可能なＸ線診断装置およびＸ線診断装置におけるデータ処理方法を提供することである。【解決手段】Ｘ線診断装置２０は、被検体Ｐの３次元画像データから仮想的なＸ線診断装置のＸ線検出器の検出面に投影される模擬Ｘ線画像を生成する模擬Ｘ線画像生成手段３３と、Ｘ線撮影を実行することによって被検体ＰのＸ線画像を収集するＸ線画像収集手段２１、２２、２３、２４、２５、２６、２７、２８と、Ｘ線画像および模擬Ｘ線画像を表示させる表示手段３０とを有する。【選択図】  図１
2008000190.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
被検体の３次元画像データから仮想的なＸ線診断装置のＸ線検出器の検出面に投影される模擬Ｘ線画像を生成する模擬Ｘ線画像生成手段と、
Ｘ線撮影を実行することによって前記被検体のＸ線画像を収集するＸ線画像収集手段と、
前記Ｘ線画像および前記模擬Ｘ線画像を表示させる表示手段と、
を有することを特徴とするＸ線診断装置。
【請求項２】
前記模擬Ｘ線画像生成手段は、前記Ｘ線撮影において前記被検体に照射されるＸ線ビームの照射方向を投影方向として前記模擬Ｘ線画像を生成するように構成されることを特徴とする請求項１記載のＸ線診断装置。
【請求項３】
前記模擬Ｘ線画像生成手段は、
前記３次元画像データ内の各ボクセルに臓器の属性情報を割当てる臓器割当部と、
前記臓器の属性情報に基づいて、臓器を構成する元素の組成情報から前記３次元画像データ内の前記各ボクセルに元素の構成を示す元素構成情報を割当てる構成元素割当部と、
前記元素構成情報と元素のＸ線吸収特性とに基づいて前記３次元画像データ内の前記各ボクセルにＸ線吸収特性を割当てる吸収特性割当部と、
前記Ｘ線撮影に用いられるＸ線のエネルギスペクトルおよび前記Ｘ線の投影方向を取得する撮影条件取得手段と、
前記Ｘ線のエネルギスペクトル、前記Ｘ線の投影方向、前記各ボクセルに割当てられた前記Ｘ線吸収特性に従って、前記模擬Ｘ線画像を生成する画像作成部と、
を備えることを特徴とする請求項１記載のＸ線診断装置。
【請求項４】
前記模擬Ｘ線画像生成手段は、前記３次元画像データおよび前記仮想的なＸ線診断装置が備えられる仮想空間と前記Ｘ線撮影が実行される実空間との間で位置あわせを行った後、前記模擬Ｘ線画像を生成するように構成されることを特徴とする請求項１記載のＸ線診断装置。
【請求項５】
前記模擬Ｘ線画像生成手段は、前記Ｘ線撮影における撮影条件から求められるＸ線のスペクトルと同等に分布するスペクトルおよび前記撮影条件から求められる前記Ｘ線のスペクトルよりも低エネルギ側に分布するスペクトルのいずれかのスペクトルを用いて前記模擬Ｘ線画像を生成するように構成されることを特徴とする請求項１記載のＸ線診断装置。
【請求項６】
前記模擬Ｘ線画像生成手段は、前記Ｘ線撮影における撮影条件から求められるＸ線のスペクトルの平均エネルギと同等の平均エネルギを有するスペクトルおよび前記撮影条件から求められる前記Ｘ線のスペクトルの平均エネルギよりも小さい平均エネルギを有するスペクトルのいずれかのスペクトルを用いて前記模擬Ｘ線画像を生成するように構成されることを特徴とする請求項１記載のＸ線診断装置。
【請求項７】
前記模擬Ｘ線画像生成手段は、前記Ｘ線画像との一致度が十分になるように前記模擬Ｘ線画像のマッチングを行うように構成されることを特徴とする請求項１記載のＸ線診断装置。
【請求項８】
前記模擬Ｘ線画像生成手段は、前記Ｘ線画像との一致度が十分になるように前記模擬Ｘ線画像の平行移動、回転移動、投影方向の変更およびワープの少なくとも１つを伴うマッチングを行うように構成されることを特徴とする請求項１記載のＸ線診断装置。
【請求項９】
前記模擬Ｘ線画像生成手段は、前記Ｘ線撮影における撮影条件から求められるＸ線のスペクトルからマッチング用の模擬Ｘ線画像を作成し、前記Ｘ線撮影における撮影条件から求められるＸ線のスペクトルとは別のスペクトルから得られる模擬Ｘ線画像の位置を、前記マッチング用の模擬Ｘ線画像と前記Ｘ線画像との一致度が十分になるための条件を示す修正情報を用いて修正するように構成されることを特徴とする請求項１記載のＸ線診断装置。
【請求項１０】
前記模擬Ｘ線画像生成手段は、Ｘ線の散乱線成分と直接線成分とを所定の混合比にて加算することによって前記模擬Ｘ線画像を作成し、かつ前記Ｘ線画像との一致度が十分になるように前記模擬Ｘ線画像のマッチングを行うように構成されることを特徴とする請求項１記載のＸ線診断装置。
【請求項１１】
前記模擬Ｘ線画像生成手段は、Ｘ線の散乱線成分と直接線成分とを所定の混合比にて加算することによってマッチング用の模擬Ｘ線画像を作成し、前記直接線成分のみから作成された模擬Ｘ線画像の位置を、前記マッチング用の模擬Ｘ線画像と前記Ｘ線画像との一致度が十分になるための条件を示す修正情報を用いて修正するように構成されることを特徴とする請求項１記載のＸ線診断装置。
【請求項１２】
前記模擬Ｘ線画像生成手段は、投影方向の変更指示があった場合に変更後の投影方向を用いて前記模擬Ｘ線画像を作成するように構成されることを特徴とする請求項１記載のＸ線診断装置。
【請求項１３】
前記模擬Ｘ線画像生成手段は、前記模擬Ｘ線画像の計算において、関心のある臓器および関心のない臓器の少なくとも一方を構成する元素の組成、密度および吸収係数の少なくとも１つを所定の割合で増減させることによって、前記関心のある臓器のコントラストが強調された模擬Ｘ線画像を作成するように構成されることを特徴とする請求項１記載のＸ線診断装置。
【請求項１４】
前記模擬Ｘ線画像生成手段は、前記模擬Ｘ線画像の計算において、前記３次元画像データ上の指定されたボクセルに対応する前記模擬Ｘ線画像上の画素が強調されるように前記模擬Ｘ線画像を作成するように構成されることを特徴とする請求項１記載のＸ線診断装置。
【請求項１５】
前記模擬Ｘ線画像生成手段は、心電同期下で収集された３次元画像データから心電位相ごとに複数の模擬Ｘ線画像を生成するように構成される一方、
前記表示手段は、心電同期下で撮影されたＸ線画像の心電位相と同位相の模擬Ｘ線画像を同じタイミングで表示するように構成される
ことを特徴とする請求項１記載のＸ線診断装置。
【請求項１６】
Ｘ線撮影を実行することによって被検体のＸ線画像を収集するＸ線画像収集手段と、
前記Ｘ線撮影における撮影条件に基づいて前記被検体の３次元画像データを処理する画像処理手段と、
を有することを特徴とするＸ線診断装置。
【請求項１７】
被検体の３次元画像データから仮想的なＸ線診断装置のＸ線検出器の検出面に投影される模擬Ｘ線画像を生成するステップと、
Ｘ線撮影を実行することによって収集された前記被検体のＸ線画像とともに前記模擬Ｘ線画像を表示させるステップと、
を有することを特徴とするＸ線診断装置におけるデータ処理方法。
【請求項１８】
被検体のＸ線撮影における撮影条件を取得するステップと、
前記撮影条件に基づいて前記被検体の３次元画像データを処理するステップと、
を有することを特徴とするＸ線診断装置におけるデータ処理方法。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、被検体にＸ線を曝射し、被検体を透過したＸ線を検出することによりＸ線画像を診断用に収集するＸ線診断装置およびＸ線診断装置におけるデータ処理方法に係り、特に、別途収集された３次元画像データを用いて被検体の模擬Ｘ線画像を生成し、生成した模擬Ｘ線画像をＸ線診断により得られるＸ線画像とともに表示させるＸ線診断装置およびＸ線診断装置におけるデータ処理方法に関する。
【背景技術】
【０００２】
従来、Ｘ線診断装置等の放射線診断装置を用いた治療がIVR(interventional radiology)として知られている。IVRは、一般のＸ線診断と異なり、手術室と同等の設備を備えた撮影室にて、専用のＸ線診断装置を用いて行われる。すなわち、IVR検査は、主にＸ線透視により得られるＸ線透視画像を観察することにより行われている。
【０００３】
図２３は、IVRに用いられる従来のＸ線診断装置の構成図である（例えば特許文献１参照）。
【０００４】
従来のＸ線診断装置１では、寝台２に被検体Ｐがセットされた状態で、入力デバイス３から寝台２およびＣアーム形スタンド４の移動指令がシステムコントローラ５に入力されると、システムコントローラ５は、寝台制御部６およびスタンド制御部７に制御信号を与えて制御する。そうすると、寝台制御部６は、システムコントローラ５からの制御信号に従って、寝台２を移動させて位置を制御する。一方、スタンド制御部７は、システムコントローラ５からの制御信号に従って、Ｃアーム形スタンド４のアングルを制御する。
【０００５】
この結果、Ｃアーム形スタンド４の両端部において互いに対向して設けられたＸ線発生源８とＸ線検出器９との間に被検体Ｐの診断部位が配置される。次に、入力デバイス３からＸ線の曝射条件および画像の収集条件がシステムコントローラ５に入力されると、システムコントローラ５は、Ｘ線の曝射条件を高電圧発生器１０に与える一方、画像の収集条件をＸ線検出器９に与える。高電圧発生器１０は、Ｘ線の曝射条件に従って所定の管電圧で所定のパルス幅の管電流をＸ線発生源８が備えるＸ線管に供給する。これによりＸ線発生源８からは、所望のエネルギのＸ線が被検体Ｐの診断部位に向けて曝射される。そして、Ｘ線発生源８のＸ線管から曝射され、被検体Ｐを透過したＸ線は、Ｘ線検出器９によって検出される。
【０００６】
Ｘ線検出器９によって検出されたＸ線は、画像データとなってシステムコントローラ５に出力される。システムコントローラ５がＸ線検出器９から得た画像データは、Ｘ線画像としてモニタ１１に出力される。また、画像データは、必要に応じて画像処理部１２に与えられ、入力デバイス３の操作によって各種画像処理が行われる。画像処理後の被処理画像データは、システムコントローラ５に与えられ、モニタ１１に出力される。さらに、保存する必要のある画像データは、システムコントローラ５から画像記憶部１３に書き込まれて保存される。
【０００７】
そして、術者は、モニタ１１に表示されたＸ線画像を診ながら患者である被検体Ｐの治療を行う。
【特許文献１】特開２００１−５６３８２号公報
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【０００８】
従来のＸ線透視検査では、被検体Ｐの体厚が厚い場合に、Ｘ線検出器９への透過Ｘ線の入射線量を確保するために、Ｘ線管に供給される管電流の大きさおよびパルス幅、管電圧を制御することによって、曝射されるＸ線の出力が増加される。通常、管電流の大きさおよびパルス幅のみの制御によって増加可能なＸ線の出力には限界があるため、管電圧も増加される。
【０００９】
しかしながら、Ｘ線管への管電圧を増加させると、曝射されるＸ線のスペクトルが高エネルギ側にシフトし、収集されるＸ線画像のコントラストが低下するという問題がある。
【００１０】
また従来のＸ線診断装置１では、被検体Ｐの被曝を低減するために、Ｘ線管から発生するＸ線の低エネルギ成分をカットするＸ線フィルタが用いられている。しかしながら、Ｘ線フィルタによるＸ線の低エネルギ成分のフィルタリングよってもＸ線のスペクトルが高エネルギ側にシフトし、Ｘ線画像のコントラストの低下に繋がる。
【００１１】
加えて、被検体Ｐの体厚が厚い場合には、被検体Ｐ内部において散乱するＸ線（散乱Ｘ線）が増加し、散乱Ｘ線の影響によってＸ線画像のコントラストが低下するという問題もある。
【００１２】
また、Ｘ線画像はＸ線の焦点からＸ線検出器９の入射面への一種の投影画像であると言える。このため、Ｘ線画像からはＸ線検出器９の入射面に対して垂直な方向の情報を得ることができず、血管に沿ってIVRを進めるような場合には必要な診断情報が得られないという不都合が生じる恐れがある。これに対し、磁気共鳴イメージング(MRI: magnetic resonance imaging)のような撮像方法によって予め被検体Ｐ内の３次元画像が得られている場合には、３次元画像を診ることによって血管内の病変部の位置を把握することができる。
【００１３】
しかしながら、Ｘ線検査中に例えば血管内の病変部を治療するためにステント等の器具を血管内に留置するような場合には、Ｘ線画像上において病変部の位置を知ることは術者の判断に頼らざるを得ない。この結果、病変部の位置の判断が正確であるか否かについては、術者の経験や技量に依存することとなっている。
【００１４】
本発明はかかる従来の事情に対処するためになされたものであり、IVRにおいて診断上有用であるにも関わらず、Ｘ線画像上に表示させることが困難な画像情報をコントラストの高い参照画像として付加的に表示させることにより、術者の画像認識を支援しＸ線検査の効率を向上させることが可能なＸ線診断装置およびＸ線診断装置におけるデータ処理方法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】
【００１５】
本発明に係るＸ線診断装置は、上述の目的を達成するために、請求項１に記載したように、被検体の３次元画像データから仮想的なＸ線診断装置のＸ線検出器の検出面に投影される模擬Ｘ線画像を生成する模擬Ｘ線画像生成手段と、Ｘ線撮影を実行することによって前記被検体のＸ線画像を収集するＸ線画像収集手段と、前記Ｘ線画像および前記模擬Ｘ線画像を表示させる表示手段とを有することを特徴とするものである。
【００１６】
また、本発明に係るＸ線診断装置は、上述の目的を達成するために、請求項１６に記載したように、Ｘ線撮影を実行することによって被検体のＸ線画像を収集するＸ線画像収集手段と、前記Ｘ線撮影における撮影条件に基づいて前記被検体の３次元画像データを処理する画像処理手段とを有することを特徴とするものである。
【００１７】
また、本発明に係るＸ線診断装置におけるデータ処理方法は、上述の目的を達成するために、請求項１７に記載したように、被検体の３次元画像データから仮想的なＸ線診断装置のＸ線検出器の検出面に投影される模擬Ｘ線画像を生成するステップと、Ｘ線撮影を実行することによって収集された前記被検体のＸ線画像とともに前記模擬Ｘ線画像を表示させるステップとを有することを特徴とするものである。
【００１８】
また、本発明に係るＸ線診断装置におけるデータ処理方法は、上述の目的を達成するために、請求項１８に記載したように、被検体のＸ線撮影における撮影条件を取得するステップと、前記撮影条件に基づいて前記被検体の３次元画像データを処理するステップとを有することを特徴とするものである。
【発明の効果】
【００１９】
本発明に係るＸ線診断装置およびＸ線診断装置におけるデータ処理方法においては、IVRにおいて診断上有用であるにも関わらず、Ｘ線画像上に表示させることが困難な画像情報をコントラストの高い参照画像として付加的に表示させることにより、術者の画像認識を支援しＸ線検査の効率を向上させることができる。
【発明を実施するための最良の形態】
【００２０】
本発明に係るＸ線診断装置およびＸ線診断装置におけるデータ処理方法の実施の形態について添付図面を参照して説明する。
【００２１】
図１は本発明に係るＸ線診断装置の第１の実施形態を示す構成図である。
【００２２】
Ｘ線診断装置２０は、Ｘ線発生源２１、Ｘ線検出器２２、寝台２３、寝台制御部２４、Ｃアーム形スタンド２５、スタンド制御部２６、高電圧発生器２７、システムコントローラ２８、入力デバイス２９、モニタ３０、画像処理部３１、画像記憶部３２および模擬Ｘ線画像生成装置３３を備えている。Ｘ線発生源２１およびＸ線検出器２２は、Ｃアーム形スタンド２５の両端部にそれぞれ設けられ、互いに対向配置される。Ｘ線発生源２１とＸ線検出器２２との間には、寝台２３が設けられ、寝台２３には被検体Ｐがセットされる。そして、Ｘ線発生源２１が備えるＸ線管から曝射され、被検体Ｐを透過したＸ線をＸ線検出器２２によって検出できるように構成される。
【００２３】
Ｘ線発生源２１には高電圧発生器２７が接続される。高電圧発生器２７からＸ線発生源２１のＸ線管に管電流が供給されることによってＸ線発生源２１からＸ線が曝射される。また、高電圧発生器２７は、Ｘ線管に供給される管電圧、管電流を制御することによって、被検体Ｐに曝射されるＸ線のエネルギを制御することができる。高電圧発生器２７は、システムコントローラ２８と接続される。高電圧発生器２７は、Ｘ線管に供給した管電圧、管電流等のＸ線情報をシステムコントローラ２８に出力する一方、システムコントローラ２８からの制御信号によって制御される。
【００２４】
Ｘ線検出器２２は、システムコントローラ２８と接続される。Ｘ線検出器２２は、Ｘ線を検出することによって画像データを収集し、収集した画像データをシステムコントローラ２８に出力する一方、システムコントローラ２８から指示された画像収集条件に従って画像データを収集するように構成される。
【００２５】
寝台２３には寝台制御部２４が設けられる。そして、寝台２３は、寝台制御部２４からの制御によって移動できるように構成される。寝台制御部２４は、システムコントローラ２８と接続される。寝台制御部２４は、システムコントローラ２８に寝台２３の位置等の寝台情報を出力する一方、システムコントローラ２８からの制御信号によって制御される。
【００２６】
Ｃアーム形スタンド２５にはスタンド制御部２６が設けられる。そして、Ｃアーム形スタンド２５は、スタンド制御部２６からのアングル制御によって被検体Ｐに対するアングルを任意に変えることができるように構成されている。スタンド制御部２６は、システムコントローラ２８と接続される。スタンド制御部２６は、システムコントローラ２８にＣアーム形スタンド２５の位置等の支持器情報を出力する一方、システムコントローラ２８からの制御信号によって制御される。
【００２７】
システムコントローラ２８には、入力デバイス２９、モニタ３０、画像処理部３１、画像記憶部３２が接続される。システムコントローラ２８は、入力デバイス２９から受けたＸ線の曝射条件および画像の収集条件に従って、Ｘ線検出器２２、高電圧発生器２７、寝台制御部２４およびスタンド制御部２６に制御信号を与えて制御する機能を備えている。また、システムコントローラ２８は、Ｘ線検出器２２または画像処理部３１から取得した画像データを画像処理部３１、画像記憶部３２、モニタ３０に出力する機能を備えている。モニタ３０は、CRT(Cathode-Ray Tube)等の表示器で構成することができる。
【００２８】
画像処理部３１は、Ｘ線検出器２２からシステムコントローラ２８を介して取得した画像データに対して様々な画像処理を行う機能と、画像処理後の画像データをシステムコントローラ２８に出力する機能を備えている。
【００２９】
模擬Ｘ線画像生成装置３３は、ネットワーク３４を介してMRI装置やCT(computed tomography)装置等の３次元画像診断装置３５や３次元画像サーバ３６と接続される。模擬Ｘ線画像生成装置３３は、MRI装置やCT装置等の３次元画像診断装置３５または３次元画像サーバ３６から予め収集された被検体Ｐの３次元画像データを取得して、３次元画像データから被検体Ｐの模擬Ｘ線画像を作成する機能と、作成した模擬Ｘ線画像をモニタ３０に表示させる機能を有する。ここで、模擬Ｘ線画像とは、仮想のＸ線診断装置に備えられるＸ線検出器２２の検出面への被検体ＰのＸ線投影画像である。模擬Ｘ線画像の津尾栄方向は任意に設定することができるが、Ｘ線透視撮影において被検体Ｐに照射されるＸ線ビームの照射方向とすれば、診断上有効な画像となる。
【００３０】
図２は図１に示す模擬Ｘ線画像生成装置３３の機能ブロック図である。
【００３１】
模擬Ｘ線画像生成装置３３は、３次元画像取得部４０、構成元素データベース４１、セグメンテーション部４２、構成元素割当部４３、散乱断面積取得部４４、Ｘ線情報変換部４５、エネルギ別模擬直接線画像生成部４６、直接線加算画像生成部４７、画像レベル調整・ガンマ変換部４８および模擬Ｘ線画像表示処理部４９を備えている。セグメンテーション部４２、構成元素割当部４３、散乱断面積取得部４４、Ｘ線情報変換部４５、エネルギ別模擬直接線画像生成部４６、直接線加算画像生成部４７、画像レベル調整・ガンマ変換部４８および模擬Ｘ線画像表示処理部４９はコンピュータにプログラムを読みこませることにより構築することができる。ただし、これらの一部または全部を回路によって構成してもよい。
【００３２】
３次元画像取得部４０は、ネットワーク３４を介して３次元画像診断装置３５や３次元画像サーバ３６に保存された３次元画像データを検索してＸ線透視診断の対象となる被検体Ｐの模擬Ｘ線画像データの作成に必要な３次元画像データを取得する機能と、取得した３次元画像データをセグメンテーション部４２に与える機能とを有する。
【００３３】
構成元素データベース４１には、様々な臓器を構成する物質の組成情報が構成元素データとして保存される。構成元素データには、少なくとも各臓器を構成する物質の密度が含まれる。
【００３４】
セグメンテーション部４２は、３次元画像取得部４０から受けた３次元画像データの各位置における体積要素（ボクセル）に、体積要素がどの臓器であるかを示すインデックスを割当てる機能と、インデックスを付加した３次元画像データを構成元素割当部４３に与える機能とを有する。
【００３５】
構成元素割当部４３は、構成元素データベース４１に保存された臓器の構成元素データを参照することによって、セグメンテーション部４２から受けた臓器のインデックス付きの３次元画像データに各臓器を構成する物質の組成情報を割当てる機能と、物質の組成情報を割当てた３次元画像データをエネルギ別模擬直接線画像生成部４６に与える機能とを有する。
【００３６】
散乱断面積取得部４４は、Ｘ線を構成する光子と臓器を構成する各元素との間の相互作用を表す散乱断面積を取得する機能と、取得した散乱断面積をエネルギ別模擬直接線画像生成部４６に与える機能とを有する。
【００３７】
Ｘ線情報変換部４５は、システムコントローラ２８から模擬Ｘ線画像の作成に必要な撮影条件を取得する機能、取得した撮影条件に基づいて被検体Ｐが存在しない場合にＸ線管からＸ線検出器２２上の１画素に入射するＸ線のフォトン数を計算する機能および計算して得られたＸ線のフォトン数を撮影条件とともにエネルギ別模擬直接線画像生成部４６に与える機能を有する。
【００３８】
エネルギ別模擬直接線画像生成部４６は、散乱断面積取得部４４から受けた各元素の散乱断面積、構成元素割当部４３から受けた物質の組成情報を割当てた３次元画像データおよびＸ線情報変換部４５から受けたＸ線透視撮影における撮影条件、被検体Ｐが存在しない場合にＸ線管からＸ線検出器２２上の１画素に入射するＸ線のフォトン数に基づいて、エネルギ別の直接線の模擬Ｘ線画像を生成する機能と、生成したエネルギ別の直接線の模擬Ｘ線画像を直接線加算画像生成部４７に与える機能を有する。
【００３９】
直接線加算画像生成部４７は、エネルギ別模擬直接線画像生成部４６から受けたエネルギ別の直接線の模擬Ｘ線画像をエネルギごとに重み付け加算することによって、直接線の模擬Ｘ線画像を生成する機能と、生成した直接線の模擬Ｘ線画像を画像レベル調整・ガンマ変換部４８に与える機能とを有する。
【００４０】
画像レベル調整・ガンマ変換部４８は、直接線加算画像生成部４７から受けた直接線の模擬Ｘ線画像の画像レベルの調整およびガンマ変換を行う機能と、画像レベルの調整およびガンマ変換後の直接線の模擬Ｘ線画像を模擬Ｘ線画像表示処理部４９に与える機能とを有する。
【００４１】
模擬Ｘ線画像表示処理部４９は、画像レベル調整・ガンマ変換部４８から受けた直接線の模擬Ｘ線画像をモニタ３０に与えて表示させる機能を有する。
【００４２】
次にＸ線診断装置２０の動作および作用について説明する。
【００４３】
図３は、図１に示すＸ線診断装置２０により模擬Ｘ線画像を生成し、生成した模擬Ｘ線画像をＸ線画像とともに表示させるまでの流れを示すフローチャートであり、図中Ｓに数字を付した符号はフローチャートの各ステップを示す。
【００４４】
まず、Ｘ線透視検査に先立って予めMRI装置やCT装置等の３次元画像診断装置３５によって、被検体Ｐの３次元画像データが収集される。収集された３次元画像データは必要に応じて画像処理され、画像サーバに保存される。
【００４５】
そして、ステップＳ１において、Ｘ線診断装置２０の模擬Ｘ線画像生成装置３３によって、３次元画像データが取得される。すなわち、３次元画像取得部４０は、ネットワーク３４を介して３次元画像診断装置３５や３次元画像サーバ３６に保存された３次元画像データを検索し、Ｘ線透視診断の対象となる被検体Ｐの模擬Ｘ線画像データの作成に必要な３次元画像データを取得する。そして、３次元画像取得部４０は、取得した３次元画像データをセグメンテーション部４２に与える。
【００４６】
次に、ステップＳ２において、セグメンテーション部４２は、３次元画像取得部４０から受けた３次元画像データS(x, y, z)の各位置(x, y, z)における体積要素(dx, dy, dz)に、体積要素(dx, dy, dz)がどの臓器であるかを示すインデックスOrg(x, y, z)を割当てる。これにより、３次元画像データは臓器の種類ごとにセグメント化される。インデックスOrg(x, y, z)は、例えば式（１）のように定義することができる。  
［数１］
Org(x, y, z)
=1：血液
=2：血管壁
=3：脳灰白質
=4：脳白質
(1)
【００４７】
セグメンテーション部４２は、臓器のインデックスOrg(x, y, z)を付加した３次元画像データS(x, y, z)を構成元素割当部４３に与える。
【００４８】
次に、ステップＳ３において、構成元素割当部４３は、構成元素データベース４１に保存された臓器の構成元素データを参照することによって、臓器のインデックスOrg(x, y, z)を付加した３次元画像データS(x, y, z)に各臓器を構成する物質の組成情報を割当てる。
【００４９】
図４は、図２に示す構成元素データベース４１に保存される構成元素データの一例を示す図である。
【００５０】
図４に示すように、様々な臓器の密度(g/cm3またはatom/cm3)、構成要素となる原子の原子番号および重量構成比等の物性値が構成元素データとして構成元素データベース４１に保存される。構成元素データは、一般に公開されているものもあり、例えば、米国国立標準技術研究所（NIST: National Institute of Standards and Technology）により公表されている。
【００５１】
構成元素割当部４３は、３次元画像データS(x, y, z)の各位置(x, y, z)に割当てられた臓器のインデックスOrg(x, y, z)に基づいて構成元素データベース４１に保存された臓器の構成元素データから対応する臓器を構成する原子番号Ｚの元素の密度ρZを取得する。そして、構成元素割当部４３は、３次元画像データの各位置(x, y, z)における体積要素(dx, dy, dz)に元素の密度ρZ(x, y, z)を割当てる。構成元素割当部４３は、密度ρZ(x, y, z)を割当てた３次元画像データS(x, y, z)をエネルギ別模擬直接線画像生成部４６に与える。
【００５２】
一方、ステップＳ４において、散乱断面積取得部４４は、Ｘ線を構成するエネルギEの光子と臓器を構成する各元素Zの間で起こるコンプトン散乱、光電効果、電子陽電子対生成、レーリー散乱等の相互作用を表す散乱断面積σZ（E）(cm2/atom)を取得する。散乱断面積σZ（E）は、一般に公表されているデータベースから取得することができる。
【００５３】
例えば、NISTからは、原子番号が100以下の元素の散乱断面積σZ（E）を、光子のエネルギ1keVから100GeVの範囲で求めるためのパーソナルコンピュータ用評価済光子断面積データベースとしてXCOMが公表されている。
【００５４】
図５は、図２に示す散乱断面積取得部４４において求められた炭素の散乱断面積σZ（E）を表す図である。
【００５５】
図５において、横軸は光子のエネルギ（MeV）を示し、縦軸は炭素の断面積 (barns/atom)示す。尚、1 barn=10-24cm2の関係があるため、断面積の単位は(barns/atom)から(cm2/atom)に変換することもできる。
【００５６】
また図５中の実線は、干渉性散乱によるトータルの減衰を示す散乱断面積σZ（E）、点線は、干渉性散乱断面積、一点鎖線は非干渉性散乱断面積、二点鎖線は光電吸収断面積を示す。
【００５７】
散乱断面積取得部４４は、取得した各元素の散乱断面積をエネルギ別模擬直接線画像生成部４６に与える。
【００５８】
一方、ステップＳ５において、Ｘ線が被検体Ｐに曝射されることにより、Ｘ線透視撮影が行われる。すなわち、寝台２３に被検体Ｐがセットされた状態で、入力デバイス２９から寝台２３およびＣアーム形スタンド２５の移動指令がシステムコントローラ２８に入力されると、システムコントローラ２８は、寝台制御部２４およびスタンド制御部２６に制御信号を与えて制御する。そうすると、寝台制御部２４は、システムコントローラ２８からの制御信号に従って、寝台２３を移動させて位置を制御する。一方、スタンド制御部２６は、システムコントローラ２８からの制御信号に従って、Ｃアーム形スタンド２５のアングルを制御する。
【００５９】
この結果、Ｃアーム形スタンド２５の両端部において互いに対向して設けられたＸ線発生源２１とＸ線検出器２２との間に被検体Ｐの診断部位が配置される。次に、入力デバイス２９からＸ線の曝射条件および画像の収集条件がシステムコントローラ２８に入力されると、システムコントローラ２８は、Ｘ線の曝射条件を高電圧発生器２７に与える一方、画像の収集条件をＸ線検出器２２に与える。高電圧発生器２７は、Ｘ線の曝射条件に従って所定の管電圧で所定のパルス幅の管電流をＸ線発生源２１が備えるＸ線管に供給する。これによりＸ線発生源２１からは、所望のエネルギのＸ線が被検体Ｐの診断部位に向けて曝射される。そして、Ｘ線発生源２１のＸ線管から曝射され、被検体Ｐを透過したＸ線は、Ｘ線検出器２２によって検出される。
【００６０】
Ｘ線検出器２２によって検出されたＸ線は、画像データとなってシステムコントローラ２８に出力される。
【００６１】
次にステップＳ６において、システムコントローラ２８がＸ線検出器２２から得た画像データは、Ｘ線画像としてモニタ３０に出力される。また、画像データは、必要に応じて画像処理部３１に与えられ、入力デバイス２９の操作によって各種画像処理が行われる。画像処理後の被処理画像データは、システムコントローラ２８に与えられ、モニタ３０に出力される。さらに、保存する必要のある画像データは、システムコントローラ２８から画像記憶部３２に書き込まれて保存される。
【００６２】
一方、ステップＳ７において、Ｘ線情報変換部４５は、Ｘ線透視撮影におけるＸ線の曝射条件等の各種撮影条件をシステムコントローラ２８から取得する。そして、撮影条件に基づいて仮に被検体Ｐが存在しない場合にＸ線発生源２１のＸ線管からＸ線検出器２２上の１画素（xd,yd）に入射するエネルギEのＸ線のフォトン数Nx0_calc(E, xd,yd)を求める。
【００６３】
Ｘ線のフォトン数を求める際に用いられる撮影条件としては、Ｘ線の管電圧、管電流、Ｘ線パルス幅等のＸ線の曝射条件の他、装置ごとの条件が挙げられる。装置ごとの条件としては、Ｘ線管の陽極物質、Ｘ線焦点のサイズ、撮影視野、Ｘ線のフィルタ条件、Ｘ線グリッドに関する条件、幾何学的条件が挙げられる。Ｘ線のフィルタ条件としては、Ｘ線管におけるＸ線の濾過条件やＸ線絞り装置固有のＸ線の濾過条件やＸ線フィルタによる濾過条件が挙げられる。また、幾何学的条件としては、Ｘ線の焦点から各画素（xd,yd）の中心までの距離、Ｘ線の焦点から画素（xd,yd）を形成する平面との方向余弦、画素（xd,yd）の面積が挙げられる。
【００６４】
尚、撮影条件のうち、Ｘ線の管電流およびＸ線パルス幅は、作成目的となっている模擬Ｘ線画像の全体的な画像レベルに影響するだけである。また、模擬Ｘ線画像の画像レベルは模擬Ｘ線画像を表示させる際に調整することができる。従って、Ｘ線のフォトン数Nx0_calc(E, xd,yd)を求める際に用いられるＸ線の管電流およびＸ線パルス幅は、大雑把な値を仮定してもよい。
【００６５】
Ｘ線管の陽極物質がタングステンの場合におけるＸ線発生スペクトルは、TASMIP(tungsten anode spectral model using interpolating polynomials)等の計算コードを利用して求めることができる。TASMIPの詳細については、Boone JM, Seibert JA.Med Phys. 1997 Nov;24(11):1661-70に記載されている。また、Ｘ線管やＸ線絞り装置固有の濾過やＸ線フィルタによるＸ線の減衰量は、フィルタ等の減衰物質の厚さとNISTから公表されているXCOMにより散乱断面積σZ（E）(cm2/atom)と元素の密度ρ(atom/cm2)とからＸ線の減衰率を計算し、濾過前のＸ線のフォトン数に減衰率を掛けることにより求めることができる。
【００６６】
Ｘ線情報変換部４５は、システムコントローラ２８から取得した撮影条件とともに被検体Ｐが存在しない場合にＸ線検出器２２上の１画素（xd,yd）に入射するエネルギEのＸ線のフォトン数Nx0_calc(E, xd,yd)をエネルギ別模擬直接線画像生成部４６に与える。
【００６７】
次に、ステップＳ８において、エネルギ別模擬直接線画像生成部４６により、エネルギ別の直接線の模擬Ｘ線画像が生成される。そのために、まずエネルギ別模擬直接線画像生成部４６は、Ｘ線の焦点からＸ線検出器２２上の１画素（xd,yd）を見込む四角錐の中に含まれるＸ線吸収体全体を構成する元素の単位面積あたりの全原子数(Natom)を求める。Ｘ線吸収体の例としては、Ｘ線フィルタや被検体Ｐが挙げられる。Ｘ線吸収体の構成元素の単位面積あたりにおける全原子数(Natom)の計算には、Ｘ線情報変換部４５から受けたＸ線透視撮影における撮影条件が用いられる。
【００６８】
具体的には、Ｘ線管およびＸ線絞り装置の固有の濾過やＸ線フィルタのフィルタ条件、Ｘ線の焦点とＸ線検出器２２上の画素間における距離、画素の面積、Ｘ線の焦点から画素を形成する平面への方向余弦、Ｘ線の焦点と被検体Ｐとの間における距離、Ｘ線の焦点から被検体Ｐに向かう方向（Ｘ線の照射角度）等の撮影条件がＸ線吸収体の構成元素の単位面積あたりにおける全原子数(Natom)の計算に用いられる。
【００６９】
ここで、Ｘ線の焦点からＸ線検出器２２上の１画素（xd,yd）を見込む四角錐の中に含まれる位置(x, y, z)の体積要素(dx, dy, dz)が、その体積の内のa(x, y, z)%だけ四角錐内に含まれているとする。そうすると、四角錐内の体積要素(dx, dy, dz)に含まれる元素Zの原子数dNatom_Zは密度ρZ(x, y, z)を用いて式（２）により計算することができる。      ［数２］
dNatom_Z = ρZ(x, y, z)×dx×dy×dz×a(x, y, z)/100      (2)
【００７０】
同様に、四角錐内に含まれるすべての体積要素(dx, dy, dz)に含まれる元素Zの原子数dNatom_Zを求めて加算すると四角錐内に含まれる元素Zの総原子数Natom_Zを算出することができる。尚、元素Zの総原子数Natom_Zの計算には、構成元素割当部４３から受けた物質の組成情報を参照することができる。
【００７１】
そうすると、四角錐内におけるエネルギEの光子の被検体Ｐによる全吸収量ATTpat（E）は、式（３）のように求めることができる。すなわち、散乱断面積取得部４４から受けた元素Zの散乱断面積σZ（E）と総原子数Natom_Zとから元素Zによる吸収係数を求め、求めた吸収係数を全元素Zについて加算することにより被検体Ｐによる全吸収量ATTpat（E）が計算される。このような全吸収量ATTpat（E）の計算をＸ線スペクトルのエネルギEごとに、例えば1keVごとに行う。  
［数３］
ATTpat（E）＝ΣZσZ（E）×Natom_Z      (3)
但し、式（３）において、ΣZは元素Zに関する総和を示す。
【００７２】
そうすると。四角錐のエネルギEの光子に対する透過率Tpat（E）はエネルギEの光子の被検体Ｐによる全吸収量ATTpat（E）を用いて式（４）のように表すことができる。  
［数４］
Tpat(E)＝exp{−ATTpat（E）}      (4)
【００７３】
一方、被検体Ｐが無い場合のＸ線検出器２２上の１画素（xd,yd）に入射するエネルギEのＸ線のフォトン数Nx0_calc(E, xd,yd)は、上述したようにＸ線情報変換部４５において、Ｘ線管の管電圧、管電流、Ｘ線パルス幅、画素の面積、Ｘ線フィルタの透過率を考慮して計算することができる。そして、被検体Ｐが無い場合のＸ線のフォトン数Nx0_calc(E, xd,yd)は、Ｘ線情報変換部４５からエネルギ別模擬直接線画像生成部４６に与えられる。
【００７４】
また、被検体Ｐを透過してＸ線検出器２２上の１画素（xd,yd）に入射するエネルギEのＸ線フォトン数Nx_calc(E, xd,yd)は、被検体Ｐが無い場合のフォトン数Nx0_calc(E, xd,yd)と被検体Ｐによる全吸収量ATTpat（E）とから、式（５）のように求めることができる。  
［数５］
Nx_calc(E, xd,yd)= Nx0_calc(E, xd,yd)×Tpat(E)      (5)
式（５）により求められるエネルギEのＸ線フォトン数Nx_calc(E, xd,yd)は、エネルギ別の直接線の模擬Ｘ線画像に相当する。エネルギ別模擬直接線画像生成部４６は、以上のような計算によって生成したエネルギ別の直接線の模擬Ｘ線画像を直接線加算画像生成部４７に与える。
【００７５】
次に、ステップＳ９において、直接線加算画像生成部４７は、式（６）に示すようにエネルギ別模擬直接線画像生成部４６から受けたエネルギ別の直接線の模擬Ｘ線画像をエネルギごとに重み付け加算することによって、直接線の模擬Ｘ線画像を生成する。  
［数６］
Nx_calc(xd,yd)=ΣENx_calc(E, xd,yd)×w(E)      (6)
但し、式（６）において、
ΣE：エネルギEに関する総和
w(E)：エネルギEに応じた重み関数
を示す。
【００７６】
重み関数w(E)は任意の重み関数とすることができるが、実用的な例としてＸ線検出器２２のＸ線吸収特性を反映した重み関数を用いることができる。
【００７７】
そして、直接線加算画像生成部４７は生成した直接線の模擬Ｘ線画像を画像レベル調整・ガンマ変換部４８に与える。
【００７８】
次に、ステップＳ１０において、画像レベル調整・ガンマ変換部４８は、直接線加算画像生成部４７から受けた直接線の模擬Ｘ線画像を適正な画像レベル（輝度レベル）で表示させるために、式（７）に示すように予め決定された関心領域(ROI: region of interest)における平均の画像レベルが目標となる所定の画像レベルとなるように画像レベルを補正する。  
［数７］
補正後の画像レベル
=補正前の画像レベル×目標となる画像レベル/ROI内の平均の画像レベル    (7)
【００７９】
ところで、肺野や体側等の被検体Ｐの厚さが薄い部分ではＸ線の吸収量が少ない。このため、被検体Ｐの厚さが薄い部分では、直接線の模擬Ｘ線画像の画像レベルが高くなる。そこで、画像レベル調整・ガンマ変換部４８は、画像レベルが高くなりすぎるのを抑えるため、直接線の模擬Ｘ線画像に対して一般にガンマカーブと呼ばれる非線形な入出力特性をもつガンマ変換をおこなう。
【００８０】
そして、画像レベル調整・ガンマ変換部４８は、画像レベルの調整およびガンマ変換後における直接線の模擬Ｘ線画像を模擬Ｘ線画像表示処理部４９に与える。
【００８１】
次に、ステップＳ１１において、模擬Ｘ線画像表示処理部４９は、画像レベル調整・ガンマ変換部４８から受けた直接線の模擬Ｘ線画像をモニタ３０に与えて表示させる。模擬Ｘ線画像は、Ｘ線透視撮影によって得られたＸ線画像とともに表示させることができる。模擬Ｘ線画像の表示方法としては、模擬Ｘ線画像をＸ線画像に重畳表示させる方法や模擬Ｘ線画像をＸ線画像と並べて並列表示させる方法が挙げられる。模擬Ｘ線画像とＸ線画像とを並列表示させる場合には、模擬Ｘ線画像とＸ線画像とを共通のモニタ３０に表示させてもよいし、それぞれ別のモニタに表示させてもよい。
【００８２】
また、ステップＳ５において、撮影条件が時間的に変化すると、ステップＳ６からステップＳ１１までの処理が再び繰り返され、撮影条件に応じたＸ線画像および模擬Ｘ線画像がそれぞれモニタ３０に表示される。
【００８３】
そして、術者は、モニタ３０に表示された模擬Ｘ線画像を参照しつつＸ線画像を診ながら患者である被検体Ｐの治療を行うことができる。
【００８４】
つまり以上のようなＸ線診断装置２０は、Ｘ線透視撮影に先立って予めMRI装置やCT装置等の３次元画像診断装置３５によって収集された３次元画像データから管電圧、管電流、Ｘ線パルス幅等のＸ線曝射条件、Ｘ線管焦点間距離(SID: source image distance)や患者間距離(PID: patient image distance）等の幾何学的条件およびＸ線フィルタ等の装置条件に合わせて模擬Ｘ線画像を生成し、生成した模擬Ｘ線画像を参照画像としてＸ線透視撮影によって得られたＸ線画像とともに表示するようにしたものである。
【００８５】
このため、以上のようなＸ線診断装置２０によれば、Ｘ線透視撮影によって得られたＸ線画像のコントラストが不十分であり、被検体Ｐの構造の認識が困難となる場合であっても、術者は、参照画像として表示された模擬Ｘ線画像を参照することによって、状況を把握してより安全に検査を進めることができる。特に被検体Ｐの体厚が大きい場合であってもＸ線画像を介して観察している領域の人体構造をより分かり易く術者に表示させ、検査の効率を向上させることができ。また、生成される模擬Ｘ線画像には、散乱線の影響が含まれないため、コントラストの高い画像となる。
【００８６】
図６は本発明の第２の実施形態に係るＸ線診断装置の模擬Ｘ線画像生成装置を示す機能ブロック図である。
【００８７】
図６に示された、Ｘ線診断装置２０Ａでは、模擬Ｘ線画像生成装置３３Ａに位置合わせ部５０を設けた構成が図１に示すＸ線診断装置２０と相違する。他の構成および作用については図１に示すＸ線診断装置２０と実質的に異ならないため模擬Ｘ線画像生成装置３３Ａの機能ブロック図のみ図示し、同一の構成については同符号を付して説明を省略する。
【００８８】
模擬Ｘ線画像生成装置３３Ａの位置合わせ部５０は、直接線加算画像生成部４７から受けた直接線の模擬Ｘ線画像とシステムコントローラ２８から受けたＸ線画像とから直接線の模擬Ｘ線画像のＸ線画像に対する位置ずれ量を位置修正情報として求める機能と、求めた位置修正情報をエネルギ別模擬直接線画像生成部４６に与える機能とを有する。
【００８９】
また、エネルギ別模擬直接線画像生成部４６は、位置合わせ部５０から位置修正情報を受けた場合に、位置修正情報に従ってＸ線画像に対する位置ずれ量が十分に小さくなるように位置補正を行った上でエネルギ別の直接線の模擬Ｘ線画像を生成するように構成される。
【００９０】
そして、Ｘ線診断装置２０Ａでは、Ｘ線検査に先立って所定の方向、SID、PIDで所定の部位のＸ線撮影を実施し、実在のＸ線診断装置２０Ａや被検体Ｐが存在する実空間と、模擬Ｘ線画像を得るための仮想的なＸ線診断装置および仮想的な被検体が存在する３次元モデルの仮想空間との間の位置合わせを位置合わせ部５０によって行うことができるように構成される。
【００９１】
次にＸ線診断装置２０Ａの動作および作用について説明する。
【００９２】
図７は、図６に示す模擬Ｘ線画像生成装置３３Ａにより模擬Ｘ線画像の位置修正情報を生成するまでの流れを示すフローチャートであり、図中Ｓに数字を付した符号はフローチャートの各ステップを示す。尚、図３のステップと同等なステップには同符号を付して説明を省略する。
【００９３】
まず、ステップＳ１からステップＳ９において、３次元画像データの取得、Ｘ線透視撮影等の実施により直接線の模擬Ｘ線画像が生成される。ただし、Ｘ線透視撮影は、Ｘ線検査に先立つ位置合わせ用の撮影とされる。従って、通常は、基準となる単一の所定の撮影条件に対応するＸ線画像および模擬Ｘ線画像が作成される。
【００９４】
次に、ステップＳ２０において、位置合わせ部５０は、直接線加算画像生成部４７から受けた位置合わせ用の直接線の模擬Ｘ線画像とシステムコントローラ２８から受けた位置合わせ用のＸ線画像とから直接線の模擬Ｘ線画像のＸ線画像に対する位置ずれ量を位置修正情報として求める。
【００９５】
ここで、３次元の仮想空間のモデルにおいて、重心が原点にあって位置が決まっており、かつ被検体Ｐの正面方向が既知で被検体Ｐの足側から頭側に向かう体軸方向がｚ軸に沿っているものとする。そうすると、直接線の模擬Ｘ線画像とＸ線画像とからＸ線ビーム方向のずれ量(Δθ_3d、Δφ_3d)、Ｘ線焦点位置のずれ量(Δx_ｆ_3d, Δy_ｆ_3d, Δz_ｆ_3d)およびＸ線検出器２２における検出面の中心位置のずれ量（Δx_d_3d, Δy_d_3d, Δz_d_3d）を求めることができる。尚、Ｘ線ビーム方向は、Ｘ線の焦点とＸ線検出器２２の検出面の中心とを結ぶ方向である。
【００９６】
これらのずれ量は、実空間のＸ線焦点位置(x_ｆ, y_ｆ, z_ｆ)、実空間のＸ線ビーム方向(θ、φ) 、実空間のＸ線検出器２２における検出面の中心位置（x_d, y_d, z_d）と仮想空間のＸ線焦点位置(x_ｆ_3d, y_ｆ_3d, z_ｆ_3d)、仮想空間のＸ線ビーム方向(θ_3d、φ_3d)、仮想空間のＸ線検出器における検出面の中心位置（x_d_3d,  y_d_3d,  z_d_3d）とのそれぞれの間におけるずれ量を修正するための位置修正情報として用いることができる。尚、被検体Ｐの中心位置（０,０,０）を実空間および仮想空間の原点とした。
【００９７】
すなわち、位置修正情報を用いれば、SID、PIDは変わらないように維持しつつ、仮想空間における３次元モデルにより得られる模擬Ｘ線画像と撮影によって得られるＸ線画像との一致度が最大になるように仮想空間のＸ線焦点位置、Ｘ線ビーム方向、Ｘ線検出器における検出面の中心位置を修正することが可能となる。
【００９８】
そこで、位置合わせ部５０は、求めた位置修正情報を記憶しておく。そして、Ｘ線検査においてステップＳ８で仮想空間の対応するエネルギ別の模擬Ｘ線画像を算出する際に、位置合わせ部５０は、位置修正情報をエネルギ別模擬直接線画像生成部４６に与える。
【００９９】
そして、Ｘ線検査中のステップＳ８では、エネルギ別模擬直接線画像生成部４６が位置合わせ部５０から受けた位置修正情報に基づいて、実空間におけるＸ線診断装置２０および被検体Ｐの位置から仮想空間におけるＸ線診断装置および被検体の位置を求める。そして、エネルギ別模擬直接線画像生成部４６は、求めた仮想空間におけるＸ線診断装置および被検体の位置を用いてエネルギ別の直接線の模擬Ｘ線画像を生成する。そして、図３に示すフローチャートと同様に、ステップＳ９、ステップＳ１０、ステップＳ１１を経て、模擬Ｘ線画像が表示される。
【０１００】
つまり以上のようなＸ線診断装置２０Ａは、模擬Ｘ線画像と実際に撮像されるＸ線画像間において最大の一致度が得られるように、模擬Ｘ線画像の生成に用いられる幾何学条件を修正するようにしたものである。そのために、Ｘ線診断装置２０Ａでは、仮想空間の位置修正情報が記憶される。そして、位置修正情報に従って修正された模擬Ｘ線画像が実空間のＸ線画像とともに参照画像として表示される。
【０１０１】
このため、Ｘ線診断装置２０Ａによれば、模擬Ｘ線画像とＸ線画像との間における一致度を向上させることができる。
【０１０２】
図８は本発明の第３の実施形態に係るＸ線診断装置の模擬Ｘ線画像生成装置の機能を説明する図である。
【０１０３】
第３の実施形態に係るＸ線診断装置２０Ｂでは、模擬Ｘ線画像生成装置３３ＢにおけるＸ線情報変換部４５の詳細機能が図１に示すＸ線診断装置２０と相違する。他の構成および作用については図１に示すＸ線診断装置２０と実質的に異ならないため模擬Ｘ線画像生成装置３３Ｂの機能を説明するための図のみ図示し、同一の構成および作用については説明を省略する。
【０１０４】
図８において横軸は、光子のエネルギ(keV)であり、縦軸は光子の強度（。相対値）を示す。また、図８中の実線は、第１の実施形態に係るＸ線診断装置２０において模擬Ｘ線画像を作成するために用いられるＸ線のスペクトルＳ１であり、図８中の点線は第３の実施形態に係るＸ線診断装置２０Ｂにおいて模擬Ｘ線画像を作成するために用いられるＸ線のスペクトルＳ２である。
【０１０５】
すなわち、第１の実施形態に係るＸ線診断装置２０において模擬Ｘ線画像を作成するために用いられるＸ線のスペクトルＳ１は、Ｘ線管の陽極物質、Ｘ線管の管電圧、管電流およびＸ線パルスの幅からなるＸ線曝射条件並びにＸ線管およびＸ線絞り装置の固有の濾過およびＸ線フィルタ等のＸ線フィルタ条件から求められるスペクトルである。従って。このスペクトルＳ１は実際にＸ線診断装置２０において得られるスペクトルと同等となる。
【０１０６】
しかしながら、図５で示されるようにＸ線のエネルギが大きくなると、Ｘ線の散乱断面積が小さくなる傾向がある。このため、Ｘ線のエネルギが小さい程、Ｘ線画像のコントラストが良好になることが知られている。
【０１０７】
一方、被検体Ｐの体厚が大きい場合には、被検体Ｐを透過してＸ線検出器２２に入射するＸ線の線量の低下分を補うため、管電流の増加あるいは管電流のパルス幅が広げられる。さらに、それでもＸ線検出器２２へのＸ線の入射線量が不足する場合には、管電圧が増加される。すなわち、Ｘ線管から出力されるＸ線の線量は管電圧の３〜５乗に比例することから管電圧を増加させれば、Ｘ線の線量を増加させることができる。しかしながら、管電圧の増加に伴ってＸ線のエネルギが大きくなると、上述したようにＸ線画像のコントラストが低下するという問題がある。
【０１０８】
そこで、第３の実施形態に係る模擬Ｘ線画像生成装置３３ＢのＸ線情報変換部４５は、模擬Ｘ線画像の計算に用いるＸ線のスペクトルＳ２として、図８中の点線で示すように、Ｘ線診断装置２０Ｂの両極物質、Ｘ線管の管電圧、Ｘ線管とＸ線絞り装置の固有の濾過、Ｘ線フィルタ等の条件から決定されるＸ線診断装置２０Ｂのスペクトルよりも低エネルギ側に分布するスペクトルを決定する。ただし、模擬Ｘ線画像の計算に用いるＸ線のスペクトルＳ２を、その平均エネルギがＸ線診断装置２０Ｂのスペクトルの平均エネルギよりも低エネルギとなるようなスペクトルとしてもよい。
【０１０９】
そして、Ｘ線情報変換部４５は、模擬Ｘ線画像の計算に用いるために実際のＸ線管から曝射されるＸ線のスペクトルとは独立に決定したＸ線のスペクトルＳ２をエネルギ別模擬直接線画像生成部４６に与える。これに対し、エネルギ別模擬直接線画像生成部４６は、Ｘ線情報変換部４５から受けた模擬Ｘ線画像の計算用のＸ線のスペクトルＳ２を用いてエネルギ別の模擬Ｘ線画像を作成する。この結果、模擬Ｘ線画像の計算用のＸ線のスペクトルＳ２から作成された模擬Ｘ線画像が実際に撮影されたＸ線画像とともに参照画像として表示される。
【０１１０】
このため、以上のような第３の実施形態に係るＸ線診断装置２０Ｂによれば、被検体Ｐの体厚が厚い場合のように曝射されるＸ線のエネルギが大きい場合であっても、コントラストの良好な模擬Ｘ線画像を得ることができる。これにより、Ｘ線画像にほとんどコントラストがなく被検体Ｐの構造を認識することが困難である場合であっても、術者は模擬Ｘ線画像により状況を知り安全に検査を進めることが可能となる。
【０１１１】
図９は本発明の第４の実施形態に係るＸ線診断装置の模擬Ｘ線画像生成装置を示す機能ブロック図である。
【０１１２】
図９に示された、Ｘ線診断装置２０Ｃでは、模擬Ｘ線画像生成装置３３Ｃに変形修正部６０を設けた構成が図１に示すＸ線診断装置２０と相違する。他の構成および作用については図１に示すＸ線診断装置２０と実質的に異ならないため模擬Ｘ線画像生成装置３３Ｃの機能ブロック図のみ図示し、同一の構成については同符号を付して説明を省略する。
【０１１３】
模擬Ｘ線画像生成装置３３Ｃの変形修正部６０は、直接線加算画像生成部４７から受けた直接線の模擬Ｘ線画像とシステムコントローラ２８から受けたＸ線画像とから直接線の模擬Ｘ線画像のＸ線画像に対する変形による位置ずれ量を変形修正情報として求める機能と、求めた変形修正情報に従って直接線の模擬Ｘ線画像を変形修正することによって変形による画像歪を修正し、変形修正後の直接線の模擬Ｘ線画像を画像レベル調整・ガンマ変換部４８に与える機能とを有する。
【０１１４】
これに対し、画像レベル調整・ガンマ変換部４８は、変形修正後の直接線の模擬Ｘ線画像に対して画像レベルの調整およびガンマ変換を行うように構成される。
【０１１５】
次にＸ線診断装置２０Ｃの動作および作用について説明する。
【０１１６】
図１０は、図９に示す模擬Ｘ線画像生成装置３３Ｃにより変形修正を施した模擬Ｘ線画像を表示させるまでの流れを示すフローチャートであり、図中Ｓに数字を付した符号はフローチャートの各ステップを示す。尚、図３のステップと同等なステップには同符号を付して説明を省略する。
【０１１７】
まず、ステップＳ１からステップＳ９において、３次元画像データの取得、Ｘ線透視撮影等の実施により直接線の模擬Ｘ線画像が生成される。
【０１１８】
次に、ステップＳ３０において、変形修正部６０は、直接線加算画像生成部４７から受けた位置合わせ用の直接線の模擬Ｘ線画像とシステムコントローラ２８から受けた位置合わせ用のＸ線画像とから直接線の模擬Ｘ線画像のＸ線画像に対する変形による歪量を変形修正情報として求める。そして、変形修正部６０は、求めた変形修正情報に従って直接線の模擬Ｘ線画像の変形による画像歪を修正する。すなわち、直接線の模擬Ｘ線画像を歪ませることによって直接線の模擬Ｘ線画像の各位置をＸ線画像の対応する各位置にマッチングする。
【０１１９】
具体的には、エネルギにつき重み付け加算した模擬Ｘ線画像をＸ線画像と比較し、一致度が最大になるように、模擬Ｘ線画像の回転移動、平行移動、投影方向の修正およびワープを行う。模擬Ｘ線画像の一致度Mは例えば式（８）のように定義することができる。  
［数８］
M=Σimage{Nx(xd,yd) - Nx_calc(xd,yd)}2      (8)
但し、式（８）において、
Nx(xd,yd) ：Ｘ線画像
Nx_calc(xd,yd)：模擬Ｘ線画像
Σimage：画像内の全画素についての総和
である。
【０１２０】
尚、式（８）で求められる一致度Mの値が最小になることが、一致度が最大になることに相当する。従って、式（８）に示す一致度Mの値が最小になるように模擬Ｘ線画像の回転移動および平行移動を行えばよい。
【０１２１】
ここまでは、Ｘ線画像と模擬Ｘ線画像のそれぞれのマトリクスサイズが互いに同じであると仮定したが、Ｘ線画像と模擬Ｘ線画像のそれぞれのマトリクスサイズが互いに異なる場合には、一致度Mを計算する前処理として、Ｘ線画像および模擬Ｘ線画像の一方または双方のマトリクスサイズの変換を行えばよい。マトリクスサイズの縮小変換は、マトリクスサイズの縮小変換後における画像上の画素値を、マトリクスサイズの縮小変換前における画像上の対応する画素に近い４つの画素を使用した補間演算により算出することにより行うことができる。
【０１２２】
また、模擬Ｘ線画像の回転移動、平行移動は模擬Ｘ線画像平面内での回転移動および平行移動となる。投影方向の修正は、システムコントローラ２８から撮影条件としてＸ線情報変換部４５に入力された被検体Ｐに対するＸ線の照射方向をオリジナルの投影方向として修正するものである。ワープは模擬Ｘ線画像を歪ませる処理である。ワープは複数の画像を重ね合わせる目的で考案されている技術であり、その詳細は例えばIshida T, et al, Iterative image warping technique for temporal subtraction of sequential chest radiographs to detect interval change. Med Phys 26: 1320-1329, 1999に記載されている。
【０１２３】
尚、模擬Ｘ線画像の変形修正のための計算量を低減させるために、模擬Ｘ線画像の回転移動、平行移動およびワープのみを行うことにより画像マッチングを行っても良い。
【０１２４】
そして、変形修正部６０は、変形修正後における直接線の模擬Ｘ線画像を画像レベル調整・ガンマ変換部４８に与える。
【０１２５】
次に、ステップＳ１０において、画像レベル調整・ガンマ変換部４８は、変形修正後の直接線の模擬Ｘ線画像に対して画像レベルの調整およびガンマ変換を行う。また、ステップＳ１１では、変形修正後の直接線の模擬Ｘ線画像が表示される。
【０１２６】
つまり以上のようなＸ線診断装置２０Ｃは、被検体Ｐの変形を考慮して、模擬Ｘ線画像の変形修正を行うようにしたものである。尚、図２に示すＸ線診断装置２０Ａは、位置修正情報を用いて模擬Ｘ線画像の位置ずれを修正するものである。すなわち、Ｘ線診断装置２０Ａにおいて用いられる位置修正情報は、仮想的なＸ線診断装置および仮想的な被検体の３次元モデルが変形しないことを前提として実際に撮影されるＸ線画像と模擬Ｘ線画像の位置ずれを３次元モデルの位置ずれとして修正するための情報である。
【０１２７】
しかしながら、被検体Ｐの３次元モデルは、３次元画像データを収集した時点と、Ｘ線検査を行う時点との間において通常は変形している。従って、図２に示すＸ線診断装置２０Ａにおける位置ずれの修正のみでは、模擬Ｘ線画像の精度が不十分となる恐れがある。特に、模擬Ｘ線画像を他の計算によって得られた画像と重畳表示させるような場合には、模擬Ｘ線画像の精度不足が問題となる。
【０１２８】
これに対し、Ｘ線診断装置２０Ｃでは、Ｘ線画像と模擬Ｘ線画像とを比較して、模擬Ｘ線画像を歪ませることによって、模擬Ｘ線画像の各位置がＸ線画像の対応する位置に合わせられるため、被検体Ｐが変形した場合であっても、より良好な位置精度で模擬Ｘ線画像を得ることができる。
【０１２９】
図１１は本発明の第５の実施形態に係るＸ線診断装置の模擬Ｘ線画像生成装置を示す機能ブロック図である。
【０１３０】
図１１に示された、Ｘ線診断装置２０Ｄでは、模擬Ｘ線画像生成装置３３Ｄに第１の模擬Ｘ線画像生成部７０Ａ、第２の模擬Ｘ線画像生成部７０Ｂおよび変形修正部６０を設けた構成並びにＸ線情報変換部４５の詳細機能が図１に示すＸ線診断装置２０と相違する。他の構成および作用については図１に示すＸ線診断装置２０と実質的に異ならないため模擬Ｘ線画像生成装置３３Ｄの機能ブロック図のみ図示し、同一の構成については同符号を付して説明を省略する。
【０１３１】
模擬Ｘ線画像生成装置３３ＤのＸ線情報変換部４５は、図８に示すように、実際のＸ線診断装置２０ＤのＸ線のスペクトルと同等となるように撮影条件から求められるＸ線のスペクトルおよび撮影条件から求められるＸ線のスペクトルよりも低エネルギ側にシフトさせたスペクトルの双方を作成する機能を備えている。そして、Ｘ線情報変換部４５は、撮影条件から求められるＸ線のスペクトルを第１の模擬Ｘ線画像生成部７０Ａに与える一方、低エネルギ側にシフトさせたＸ線のスペクトルを第２の模擬Ｘ線画像生成部７０Ｂに与えるように構成される。
【０１３２】
第１の模擬Ｘ線画像生成部７０Ａは、第１のエネルギ別模擬直接線画像生成部４６Ａおよび第１の直接線加算画像生成部４７Ａによって形成され、図２に示すエネルギ別模擬直接線画像生成部４６および直接線加算画像生成部４７と同等な機能を有する。すなわち、第１のエネルギ別模擬直接線画像生成部４６Ａは、Ｘ線情報変換部４５から受けた、撮影条件から求められるＸ線のスペクトルを用いてエネルギ別の直接線の模擬Ｘ線画像を生成する機能と、生成した直接線の模擬Ｘ線画像を第１の直接線加算画像生成部４７Ａに与える機能とを有する。第１の直接線加算画像生成部４７Ａは、エネルギ別の直接線の模擬Ｘ線画像をエネルギごとに重み付け加算することによって、直接線の模擬Ｘ線画像を作成する機能と、撮影条件から求められるＸ線のスペクトルを用いて作成された直接線の模擬Ｘ線画像を変形修正部６０に与える機能とを有する。
【０１３３】
第２の模擬Ｘ線画像生成部７０Ｂは、第２のエネルギ別模擬直接線画像生成部４６Ｂおよび第２の直接線加算画像生成部４７Ｂによって形成される。第２のエネルギ別模擬直接線画像生成部４６Ｂは、Ｘ線情報変換部４５から受けた、低エネルギ側にシフトさせたＸ線のスペクトルを用いてエネルギ別の直接線の模擬Ｘ線画像を生成する機能と、生成した直接線の模擬Ｘ線画像を第２の直接線加算画像生成部４７Ｂに与える機能とを有する。第２の直接線加算画像生成部４７Ｂは、エネルギ別の直接線の模擬Ｘ線画像をエネルギごとに重み付け加算することによって、直接線の模擬Ｘ線画像を作成する機能と、低エネルギ側にシフトさせたＸ線のスペクトルを用いて作成された直接線の模擬Ｘ線画像を変形修正部６０に与える機能とを有する。
【０１３４】
変形修正部６０は、第１の直接線加算画像生成部４７Ａから受けた、撮影条件から求められるＸ線のスペクトルに基づく直接線の模擬Ｘ線画像とシステムコントローラ２８から受けたＸ線画像とから直接線の模擬Ｘ線画像のＸ線画像に対する変形による位置ずれ量を変形修正情報として求める機能と、求めた変形修正情報に従って第２の直接線加算画像生成部４７Ｂから受けた低エネルギ側にシフトさせたＸ線のスペクトルに基づく直接線の模擬Ｘ線画像の変形修正を行う機能を有する。また、変形修正後の直接線の模擬Ｘ線画像は、変形修正部６０から画像レベル調整・ガンマ変換部４８に与えられる。
【０１３５】
次にＸ線診断装置２０Ｄの動作および作用について説明する。
【０１３６】
図１２は、図１１に示す模擬Ｘ線画像生成装置３３Ｄにより変形修正を施した模擬Ｘ線画像を表示させるまでの流れを示すフローチャートであり、図中Ｓに数字を付した符号はフローチャートの各ステップを示す。尚、図３のステップと同等なステップには同符号を付して説明を省略する。
【０１３７】
まず、ステップＳ１からステップＳ９において、３次元画像データの取得、Ｘ線透視撮影等の実施により直接線の第１の模擬Ｘ線画像が生成される。ただし、直接線の第１の模擬Ｘ線画像は、撮影条件から求められるＸ線のスペクトルから作成される。作成された第１の模擬Ｘ線画像は、第１の直接線加算画像生成部４７Ａから変形修正部６０に与えられる。
【０１３８】
次に、ステップＳ４０において、変形修正部６０は、第１の直接線加算画像生成部４７Ａから受けた、撮影条件から求められるＸ線のスペクトルに基づく直接線の第１の模擬Ｘ線画像とシステムコントローラ２８から受けたＸ線画像とから直接線の模擬Ｘ線画像のＸ線画像に対する変形による位置ずれ量を変形修正情報として求める。
【０１３９】
一方、ステップＳ４１において、ステップＳ８と同様に第２のエネルギ別模擬直接線画像生成部４６Ｂによりエネルギ別の直接線の第２の模擬Ｘ線画像が生成される。ただし、エネルギ別の直接線の第２の模擬Ｘ線画像は、低エネルギ側にシフトさせたＸ線のスペクトルから作成される。作成されたエネルギ別の第２の模擬Ｘ線画像は、第２のエネルギ別模擬直接線画像生成部４６Ｂから第２の直接線加算画像生成部４７Ｂに与えられる。
【０１４０】
次に、ステップＳ４２において、ステップＳ９と同様に第２の直接線加算画像生成部４７Ｂによる重み付け加算により低エネルギ側にシフトさせたＸ線のスペクトルに基づく直接線の第２の模擬Ｘ線画像が生成される。生成された第２の模擬Ｘ線画像は、第２の直接線加算画像生成部４７Ｂから変形修正部６０に与えられる。
【０１４１】
次に、ステップＳ４３において、変形修正部６０は、第１の模擬Ｘ線画像を用いて作成した変形修正情報に従って、第２の直接線加算画像生成部４７Ｂから受けた第２の模擬Ｘ線画像の回転移動、平行移動、投影方向の修正およびワープ等の変形修正を行う。変形修正後の第２の模擬Ｘ線画像は、変形修正部６０から画像レベル調整・ガンマ変換部４８に与えられる。
【０１４２】
次に、ステップＳ１０における画像レベル調整およびガンマ変換を経てステップＳ１１において第２の模擬Ｘ線画像がＸ線画像とともに表示される。
【０１４３】
つまり以上のようなＸ線診断装置２０Ｄは、図９に示すＸ線診断装置２０Ｃと同様に画像マッチングを行うための変形修正情報の作成には、実際のＸ線診断装置２０ＤにおけるＸ線のエネルギスペクトルと同等なエネルギスペクトルを用いて作成される第1の模擬Ｘ線画像を用いる一方、実際のＸ線診断装置２０ＤにおけるＸ線のエネルギスペクトルより低エネルギ側にシフトしたエネルギスペクトルを用いて作成される第２の模擬Ｘ線画像に対して変形修正情報に従って、回転移動、平行移動、投影方向の修正およびワープ等の変形修正を行うようにしたものである。
【０１４４】
このため、Ｘ線診断装置２０Ｄによれば、撮影条件に基づく、より現実に即したＸ線のスペクトルを用いて作成された第１の模擬Ｘ線画像を利用して画像マッチングを行うための変形修正情報を精度よく求めつつ、参照画像としては低エネルギ側にシフトしたエネルギスペクトルを用いてコントラストの良好な第２の模擬Ｘ線画像を得ることができる。
【０１４５】
図１３は本発明の第６の実施形態に係るＸ線診断装置の模擬Ｘ線画像生成装置を示す機能ブロック図である。
【０１４６】
図１３に示された、Ｘ線診断装置２０Ｅでは、模擬Ｘ線画像生成装置３３Ｅにエネルギ別模擬散乱線画像生成部８０、散乱線加算画像生成部８１、混合画像作成部８２を設けた構成が図９に示すＸ線診断装置２０Ｃと相違する。他の構成および作用については図９に示すＸ線診断装置２０Ｃと実質的に異ならないため模擬Ｘ線画像生成装置３３Ｅの機能ブロック図のみ図示し、同一の構成については同符号を付して説明を省略する。
【０１４７】
模擬Ｘ線画像生成装置３３Ｅのエネルギ別模擬散乱線画像生成部８０は、散乱断面積取得部４４から受けた各元素の散乱断面積、構成元素割当部４３から受けた物質の組成情報を割当てた３次元画像データおよびＸ線情報変換部４５から受けたＸ線透視撮影における撮影条件、被検体Ｐが存在しない場合にＸ線管からＸ線検出器２２上の１画素に入射するＸ線のフォトン数に基づいて、エネルギ別の散乱線の模擬Ｘ線画像を生成する機能と、生成したエネルギ別の散乱線の模擬Ｘ線画像を散乱線加算画像生成部８１に与える機能を有する。
【０１４８】
散乱線加算画像生成部８１は、エネルギ別模擬散乱線画像生成部８０から受けたエネルギ別の散乱線の模擬Ｘ線画像をエネルギごとに重み付け加算することによって、散乱線の模擬Ｘ線画像を生成する機能と、生成した散乱線の模擬Ｘ線画像を混合画像作成部８２に与える機能とを有する。
【０１４９】
混合画像作成部８２は、直接線加算画像生成部４７から受けた直接線の模擬Ｘ線画像と散乱線加算画像生成部８１から受けた散乱線の模擬Ｘ線画像とを混合する機能と、混合によって生成された散乱線を含む模擬Ｘ線画像を変形修正部６０に与える機能とを有する。また、混合画像作成部８２は、必要に応じて直接線および散乱線の模擬Ｘ線画像の混合に先立って、Ｘ線グリッドのグリッド特性値を用いて直接線および散乱線のＸ線グリッドに対する透過量を計算するように構成される。
【０１５０】
そして、変形修正部６０は、混合画像作成部８２から受けた散乱線を含む模擬Ｘ線画像とシステムコントローラ２８から受けたＸ線画像とから散乱線を含む模擬Ｘ線画像のＸ線画像に対する変形による位置ずれ量を変形修正情報として求め、求めた変形修正情報に従って散乱線を含む模擬Ｘ線画像の変形修正を行うように構成される。
【０１５１】
次にＸ線診断装置２０Ｄの動作および作用について説明する。
【０１５２】
図１４は、図１３に示す模擬Ｘ線画像生成装置３３Ｅにより変形修正を施した模擬Ｘ線画像を表示させるまでの流れを示すフローチャートであり、図中Ｓに数字を付した符号はフローチャートの各ステップを示す。尚、図１０のステップと同等なステップには同符号を付して説明を省略する。
【０１５３】
まず、ステップＳ１からステップＳ９において、３次元画像データの取得、Ｘ線透視撮影等の実施により直接線の模擬Ｘ線画像が生成される。作成された直接線の模擬Ｘ線画像は、直接線加算画像生成部４７から混合画像作成部８２に与えられる。尚、直接線の模擬Ｘ線画像Nx_calcP(xd,yd)は、式（９）に示すようにエネルギEに応じた重み関数w(E)およびエネルギ別の直接線の模擬Ｘ線画像Nx_calcP(E,xd,yd)から計算することができる。すなわち、エネルギ別に計算された直接線の模擬Ｘ線画像Nx_calcP(xd,yd)に重み関数w(E)を掛けてエネルギに関する総和を直接線の模擬Ｘ線画像Nx_calcP(E,xd,yd)として求める。  
［数９］
Nx_calcP(xd,yd)=ΣENx_calcP(E,xd,yd)×w(E)      (9)
【０１５４】
次にステップＳ５０において、エネルギ別模擬散乱線画像生成部８０は、散乱断面積取得部４４から取得した各元素の散乱断面積、構成元素割当部４３から取得した物質の組成情報を割当てた３次元画像データおよびＸ線情報変換部４５から取得したＸ線透視撮影における撮影条件、被検体Ｐが存在しない場合にＸ線管からＸ線検出器２２上の１画素に入射するＸ線のフォトン数に基づいて、エネルギ別の散乱線の模擬Ｘ線画像を生成する。
【０１５５】
Ｘ線と物質の相互作用は、散乱断面積にて記述される確率過程である。そしてこの確率過程をシミュレーションする方法が例えばNational Research Council of Canada Report NRC-PIRS-0436、National Laboratory for High Energy Physics Report KEK Internal 94-4、Stanford Linear Accelerator Center Report SLAC-PUB-6499に公表されている。
【０１５６】
そこで、Ｘ線管から発生したＸ線フォトンの被検体Ｐ内における散乱を公表されている手法でシミュレーションし、散乱線を計算することができる。実際にはシミュレーションの結果は、直接線および散乱線として算出される。尚、直接線とは、Ｘ線の焦点から散乱を受けずにＸ線検出器２２へ直接到達するＸ線である。
【０１５７】
エネルギ別模擬散乱線画像生成部８０は、生成したエネルギ別の散乱線の模擬Ｘ線画像を散乱線加算画像生成部８１に与える。
【０１５８】
次にステップＳ５１において、散乱線加算画像生成部８１は、式（１０）に示すようにエネルギ別模擬散乱線画像生成部８０から受けたエネルギ別の散乱線の模擬Ｘ線画像Nx_calcS(E,xd,yd)をエネルギEごとに重み関数w(E)を用いて重み付け加算することによって、散乱線の模擬Ｘ線画像Nx_calcS(xd,yd)を生成する。すなわち、エネルギ別に計算された散乱線の模擬Ｘ線画像Nx_calcS(xd,yd)に重み関数w(E)を掛けてエネルギに関する総和を散乱線の模擬Ｘ線画像Nx_calcS(E,xd,yd)として求める。  
［数１０］
Nx_calcS(xd,yd)=ΣENx_calcS(E,xd,yd)×w(E)      (10)
【０１５９】
散乱線加算画像生成部８１は、生成した散乱線の模擬Ｘ線画像を混合画像作成部８２に与える。
【０１６０】
次にステップＳ５２において、混合画像作成部８２は、直接線加算画像生成部４７から受けた直接線の模擬Ｘ線画像と散乱線の模擬Ｘ線画像とを混合する。そのために、混合に先立ってＸ線グリッドのグリッド特性値が参照され、Ｘ線グリッドによる直接線および散乱線の透過量が求められる。
【０１６１】
Ｘ線診断装置２０Ｅに使用されるＸ線グリッドはＸ線検出器２２に入射する直接線および散乱線のうち直接線を選択的に透過させることを目的としている。Ｘ線グリッドのグリッド特性値としては、コントラスト改善度K、露出倍数B、選択度Σ、一次線の透過率Tpが明らかとなっている。コントラスト改善度Kは、散乱線および直接線を含む全Ｘ線の透過率に対する直接線の透過率の割合であり、式（１１−１）により求められる。露出倍数Bは、全Ｘ線透過率の逆数であり、式（１１−２）により求められる。選択度Σは、散乱線の透過率に対する直接線の透過率の割合であり、式（１１−３）により求められる。また、一次線の透過率Tpは、式（１１−４）により求められる。  
［数１１］
K=Tp/Tt  (11-1)
B=It/It'  (11-2)
Σ=Tp/Ts  (11-3)
Tp=Ip'/Ip  (11-4)
ただし、
Tt：全Ｘ線のＸ線グリッドに対する透過率
Tp：直接線のＸ線グリッドに対する透過率
Ts：散乱線のＸ線グリッドに対する透過率
It：全Ｘ線のＸ線グリッドに対する入射量
It’： 全Ｘ線のＸ線グリッドに対する透過量
Ip：直接線のＸ線グリッドに対する入射量
Ip’： 直接線のＸ線グリッドに対する透過量
である。
【０１６２】
従って、式（１２）に示すように、Ｘ線グリッドに入射する直接線、すなわち直接線の模擬Ｘ線画像Nx_calcP(xd,yd)に直接線のＸ線グリッドに対する透過率Tpを乗じれば、Ｘ線検出器２２に入射する直接線をＸ線グリッド透過後における直接線の模擬Ｘ線画像Nx_calcPG(xd,yd)として計算することができる。  
［数１２］
Nx_calcPG(xd,yd)=Nx_calcP(xd,yd)×Tp      (12)
【０１６３】
同様に、式（１３）に示すように、Ｘ線グリッドに入射する散乱線、すなわち散乱線の模擬Ｘ線画像Nx_calcS(xd,yd)に散乱線のＸ線グリッドに対する透過率Ts=Tp/Σを乗じれば、Ｘ線検出器２２に入射する散乱線をＸ線グリッド透過後における散乱線の模擬Ｘ線画像Nx_calcSG(xd,yd)として計算することができる。  
［数１３］
Nx_calcSG(xd,yd)=Nx_calcS(xd,yd)×Tp/Σ      (13)
【０１６４】
そして、式（１４）に示すように、Ｘ線グリッド透過後における直接線の模擬Ｘ線画像Nx_calcPG(xd,yd)および散乱線の模擬Ｘ線画像Nx_calcSG(xd,yd)の合計を散乱線を含むＸ線の模擬Ｘ線画像Nx_calcG(xd,yd)として算出することができる。  
［数１４］
Nx_calcG(xd,yd)=Nx_calcPG(xd,yd)＋Nx_calcSG(xd,yd)      (14)
【０１６５】
このように作成された散乱線を含むＸ線の模擬Ｘ線画像Nx_calcG(xd,yd)は、混合画像作成部８２から変形修正部６０に与えられる。
【０１６６】
次に、ステップＳ３０において、変形修正部６０は、混合画像作成部８２から受けた散乱線を含むＸ線の模擬Ｘ線画像Nx_calcG(xd,yd)とシステムコントローラ２８から受けたＸ線画像とから散乱線を含むＸ線の模擬Ｘ線画像Nx_calcG(xd,yd)のＸ線画像に対する変形による歪量を変形修正情報として求める。そして、変形修正部６０は、求めた変形修正情報に従って散乱線を含むＸ線の模擬Ｘ線画像の変形による画像歪を修正する。すなわち、散乱線を含むＸ線の模擬Ｘ線画像Nx_calcG(xd,yd)を歪ませることによって散乱線を含むＸ線の模擬Ｘ線画像Nx_calcG(xd,yd)の各位置をＸ線画像の対応する各位置にマッチングする。これにより変形修正された散乱線を含むＸ線の模擬Ｘ線画像Nx_calcGT(xd,yd)が得られる。
【０１６７】
ここで、Ｘ線画像に対して最大の画像マッチングを得る、すなわち位置の一致度が最大となる変形修正後の模擬Ｘ線画像Nx_calcGT(xd,yd)を、散乱線を含むＸ線の模擬Ｘ線画像Nx_calcG(xd,yd)から求めるための平行移動量、回転移動量、投影方向の修正情報、ワープ情報等の変形修正情報を変形修正部６０に保存させることができる。変形修正部６０に保存される変形修正情報は、式（１５）に示すように散乱線を含むＸ線の模擬Ｘ線画像Nx_calcG(xd,yd)から変形修正後の最適な模擬Ｘ線画像Nx_calcGT(xd,yd)を求めるための過程を示す関数Fとして表現することができる。  
［数１５］
Nx_calcGT(xd,yd)=F（Nx_calcG(xd,yd)）      (15)
【０１６８】
変形修正部６０は、変形修正後の最適な模擬Ｘ線画像Nx_calcGT(xd,yd)を画像レベル調整・ガンマ変換部４８に与える。
【０１６９】
次に、ステップＳ１０における模擬Ｘ線画像Nx_calcGT(xd,yd)の画像レベル調整およびガンマ変換を経てステップＳ１１において変形修正後の模擬Ｘ線画像Nx_calcGT(xd,yd)がＸ線画像とともに表示される。
【０１７０】
尚、参照画像として変形修正後における散乱線を含まない直接線だけの模擬Ｘ線画像Nx_calcPGT(xd,yd)を表示しても良い。この場合には、式（１６）に示すように、変形修正を行うための関数Fにより、Ｘ線グリッド透過後における直接線の模擬Ｘ線画像Nx_calcPG(xd,yd)から変形修正後における直接線の模擬Ｘ線画像Nx_calcPGT(xd,yd)を計算することができる。  
［数１６］
Nx_calcPGT(xd,yd) =F（Nx_calcPG(xd,yd)）      (16)
【０１７１】
そして、式（１６）によって求められた変形修正後における直接線の模擬Ｘ線画像Nx_calcPGT(xd,yd)に対して画像レベルの調整およびガンマ変換を行った後、変形修正後における直接線の模擬Ｘ線画像Nx_calcPGT(xd,yd)が表示器に表示される。
【０１７２】
つまり以上のようなＸ線診断装置２０Ｅは、模擬Ｘ線画像を生成する際に、直接線成分のみならず、散乱線成分の模擬Ｘ線画像を生成し、直接線成分と散乱線成分の模擬Ｘ線画像を所定の混合比にて加算して得られる模擬Ｘ線画像を用いてＸ線画像をマッチングするようにしたものである。
【０１７３】
このため、Ｘ線診断装置２０Ｅによれば、画像マッチングの対象となる模擬Ｘ線画像を現実のＸ線画像により近付けることが可能となり、模擬Ｘ線画像とＸ線画像との一致度を向上させることができる。
【０１７４】
図１５は本発明の第７の実施形態に係るＸ線診断装置の模擬Ｘ線画像生成装置を示す機能ブロック図である。
【０１７５】
図１５に示された、Ｘ線診断装置２０Ｆでは、模擬Ｘ線画像生成装置３３Ｆに投影方向変更部９０および視野変更部９１を設けた構成が図１に示すＸ線診断装置２０と相違する。他の構成および作用については図１に示すＸ線診断装置２０と実質的に異ならないため模擬Ｘ線画像生成装置３３Ｆの機能ブロック図のみ図示し、同一の構成については同符号を付して説明を省略する。
【０１７６】
模擬Ｘ線画像生成装置３３Ｆの投影方向変更部９０は、Ｘ線情報変換部４５からＸ線検出器２２に入射するＸ線のフォトン数および撮影条件を取得し、入力装置９２からの指示情報に従って撮影条件のうちＸ線の投影方向を任意に変更する機能と、変更後の撮影条件をＸ線検出器２２に入射するＸ線のフォトン数とともに視野変更部９１に与える機能とを有する。
【０１７７】
視野変更部９１は、投影方向変更部９０からＸ線検出器２２に入射するＸ線のフォトン数および撮影条件を取得し、入力装置９２からの指示情報に従って撮影条件のうち撮影視野を任意に変更する機能と、変更後の撮影条件をＸ線検出器２２に入射するＸ線のフォトン数とともにエネルギ別模擬直接線画像生成部４６に与える機能とを有する。
【０１７８】
そして、エネルギ別模擬直接線画像生成部４６は、投影方向変更部９０および視野変更部９１による変更後のＸ線の投影方向および視野を含む撮影条件に従ってエネルギ別の直接線の模擬Ｘ線画像を生成するように構成される。
【０１７９】
次にＸ線診断装置２０Ｆの動作および作用について説明する。
【０１８０】
図１６は、図１５に示す模擬Ｘ線画像生成装置３３Ｆにより模擬Ｘ線画像を表示させるまでの流れを示すフローチャートであり、図中Ｓに数字を付した符号はフローチャートの各ステップを示す。尚、図３のステップと同等なステップには同符号を付して説明を省略する。
【０１８１】
まず、ステップＳ１からステップＳ７において、臓器の構成元素の割当、元素およびエネルギ別の散乱断面積の取得、撮影条件の取得およびＸ線情報の計算がそれぞれ実行される。撮影条件およびＸ線情報は、Ｘ線情報変換部４５から投影方向変更部９０に与えられる。
【０１８２】
次に、ステップＳ６０において、入力装置９２からのＸ線の投影方向の変更指示が投影方向変更部９０に与えられると、投影方向変更部９０は、Ｘ線情報変換部４５から取得した撮影条件のうちＸ線の投影方向を指定された投影方向に変更する。そして、投影方向変更部９０は、変更後の撮影条件をＸ線情報とともに視野変更部９１に与える。
【０１８３】
次に、ステップＳ６１において、入力装置９２からの撮影視野の変更指示が視野変更部９１に与えられると、視野変更部９１は、投影方向変更部９０から取得した撮影条件のうち撮影視野を指定された撮影視野に変更する。そして、視野変更部９１は、変更後の撮影条件をＸ線情報とともにエネルギ別模擬直接線画像生成部４６に与える。
【０１８４】
次に、ステップＳ８において、エネルギ別模擬直接線画像生成部４６は、投影方向変更部９０および視野変更部９１による変更後のＸ線の投影方向および視野を含む撮影条件に従ってエネルギ別の直接線の模擬Ｘ線画像を生成する。続いてステップＳ９からステップＳ１１までの重み付け加算処理、画像レベル調整およびガンマ変換を経て作成された模擬Ｘ線画像が表すなわち撮影条件に含まれる変更後の視野情報を利用して、指定された視野のみの模擬Ｘ線画像が生成される。そして、模擬Ｘ線画像の生成後の各種処理も指定された視野内のみの計算とされる。
【０１８５】
つまり以上のようなＸ線診断装置２０Ｆは、Ｘ線検査前後またはＸ線検査中に術者からの指示情報に従ってＸ線の投影角度および撮影視野の一方または双方を実際のＸ線診断装置２０ＦにおけるＸ線の投影方向および撮影視野から変更し、変更後のＸ線の投影角度および撮影視野の模擬Ｘ線画像を作成して表示できるようにしたものである。
【０１８６】
このため、Ｘ線診断装置２０Ｆによれば、模擬Ｘ線画像を計算するためのＸ線の投影方向を術者の入力装置９２の操作によって変更することにより、所望の方向の模擬Ｘ線画像を表示させることが可能となる。Ｘ線診断装置２０Ｆによれば、特にＸ線画像の観察中に術者がＸ線検出器２２の投影面に対して奥行き方向の情報を確認したい場合に、必要となる奥行き方向の情報を模擬Ｘ線画像として分かり易く術者に提示することができる。これにより、IVRを効率的に行うことができる。
【０１８７】
加えて、Ｘ線診断装置２０Ｆによれば、模擬Ｘ線画像を計算するための撮影視野を入力装置９２の操作によって変更することにより、所望の視野の模擬Ｘ線画像を表示させることが可能となる。従って、Ｘ線画像の視野を変更した場合には、視野の変更に追従して模擬Ｘ線画像の視野も変更させることができる。
【０１８８】
一方、模擬Ｘ線画像の視野の大きさを実際のＸ線画像の視野と異なるものに変更することもできる。従って、模擬Ｘ線画像の視野のみをＸ線画像とは独立して変更することも可能である。例えば、実際のＸ線画像よりも広い視野を模擬Ｘ線画像の視野として指定することにより、Ｘ線を照射している領域よりも広い範囲の模擬Ｘ線画像を表示させることができる。
【０１８９】
図１７は本発明の第８の実施形態に係るＸ線診断装置の模擬Ｘ線画像生成装置を示す機能ブロック図である。
【０１９０】
図１７に示された、Ｘ線診断装置２０Ｇでは、模擬Ｘ線画像生成装置３３Ｇに関心臓器強調度指定部１００を設けた構成が図１に示すＸ線診断装置２０と相違する。他の構成および作用については図１に示すＸ線診断装置２０と実質的に異ならないため模擬Ｘ線画像生成装置３３Ｇの機能ブロック図のみ図示し、同一の構成については同符号を付して説明を省略する。
【０１９１】
模擬Ｘ線画像生成装置３３Ｇの関心臓器強調度指定部１００は、入力装置９２から関心臓器および関心臓器の強調度の指示情報を受けた場合に、構成元素データベース４１から指示された関心臓器の構成元素データを取得して、関心臓器を構成する元素の密度に所定の係数を掛けることによって補正密度を求める機能と、求めた補正密度を構成元素割当部４３に与える機能とを有する。
【０１９２】
そして、構成元素割当部４３は、構成元素データベース４１に保存された臓器の構成元素データおよび関心臓器強調度指定部１００から受けた補正密度を用いて臓器のインデックス付きの３次元画像データに各臓器を構成する物質の組成情報を割当てるように構成される。
【０１９３】
次にＸ線診断装置２０Ｇの動作および作用について説明する。
【０１９４】
図１８は、図１７に示す模擬Ｘ線画像生成装置３３Ｇにより模擬Ｘ線画像を表示させるまでの流れを示すフローチャートであり、図中Ｓに数字を付した符号はフローチャートの各ステップを示す。尚、図３のステップと同等なステップには同符号を付して説明を省略する。
【０１９５】
ステップＳ７０において、操作者が入力装置９２の操作によって関心臓器および強調度の指示情報を関心臓器強調度指定部１００に入力すると、関心臓器強調度指定部１００は、構成元素データベース４１から指示された関心臓器の構成元素データを取得して、関心臓器を構成する元素Zの密度ρZに強調度に応じて決定される係数ｋ(>0)を掛けることによって補正密度ｋρZを求める。そして、関心臓器強調度指定部１００は、求めた元素Zの補正密度ｋρZを構成元素割当部４３に与える。
【０１９６】
そうすると、ステップＳ３において、構成元素割当部４３は、３次元画像データの位置(x,y,z)における臓器のインデックスOrg(x,y,z)が指定された関心臓器のインデックスである場合に、関心臓器を構成する元素Zの補正密度ｋρZ’(x,y,z)を割当てる。一方、構成元素割当部４３は、関心臓器以外の臓器のインデックスOrg(x,y,z)が付された位置(x,y,z)には、構成元素データベース４１から取得した密度ρZ(x,y,z) を割当てる。
【０１９７】
そして、他のステップにおいて、図３の各ステップと同様な処理が行われて模擬Ｘ線画像がＸ線画像とともに表示される。
【０１９８】
従って、Ｘ線診断装置２０Ｇにより表示される模擬Ｘ線画像は、関心臓器の密度が強調度に応じて変更されて作成されるため、関心臓器が強調または抑制された画像となる。具体的には、0<k<1の場合には模擬Ｘ線画像上において関心臓器によるＸ線吸収が減ったように見える。また、k>1の場合には模擬Ｘ線画像上において関心臓器によるＸ線吸収が増えたように見える。従って、0<k<1の場合およびk>1の場合のいずれの場合であっても、関心臓器とその周辺とのコントラストが良好になるため、関心臓器の視認性を改善することができる。
【０１９９】
つまり以上のようなＸ線診断装置２０Ｇは、３次元画像データから模擬Ｘ線画像を作成する際に、関心臓器または関心の無い臓器を構成する元素の密度を所定の割合で減少あるいは増加させることにより、関心臓器のコントラストが強調されるようにしたものである。
【０２００】
尚、元素Zの密度ρZに所定の係数kを掛ける際、関心臓器を構成する全て構成元素Zの密度ρZに所定の係数k(>0) を掛けてもよいし、Ｘ線吸収の大きい構成元素Zの密度ρZのみに所定の係数k(>0) を掛けてもよい。Ｘ線吸収の大きい構成元素Zの密度ρZのみに所定の係数k(>0) を掛ける場合、各元素ZのＸ線吸収の大きさは、元素Zの散乱断面積σz（E）と原子数Natom_zの積σz（E）×Natom_zにて見積もることができる。そこで、関心臓器中に含まれる全ての元素Zについて積σz（E）×Natom_zを計算してＸ線吸収を見積もることにより、Ｘ線吸収の大半を占める単一または複数の元素Zを選定することができる。
【０２０１】
また、関心臓器または関心の無い臓器を構成する元素の密度のみならず、元素の組成やＸ線の吸収係数に所定の係数を乗じるようにしてもよい。
【０２０２】
図１９は本発明の第９の実施形態に係るＸ線診断装置の模擬Ｘ線画像生成装置を示す機能ブロック図である。
【０２０３】
図１９に示された、Ｘ線診断装置２０Ｈでは、模擬Ｘ線画像生成装置３３Ｈに関心部位指定部１１０を設けた構成並びに構成元素割当部４３およびエネルギ別模擬直接線画像生成部４６の機能が図１に示すＸ線診断装置２０と相違する。他の構成および作用については図１に示すＸ線診断装置２０と実質的に異ならないため模擬Ｘ線画像生成装置３３Ｈの機能ブロック図のみ図示し、同一の構成については同符号を付して説明を省略する。
【０２０４】
模擬Ｘ線画像生成装置３３Ｈの関心部位指定部１１０は、３次元画像取得部４０から被検体Ｐの３次元画像データを取得してモニタ３０に表示させる機能と、入力装置９２から関心部位の指定情報を受けた場合に、指定された関心部位の領域情報を構成元素割当部４３またはエネルギ別模擬直接線画像生成部４６に通知する機能を有する。
【０２０５】
そして、構成元素割当部４３は、関心部位指定部１１０から関心部位の領域情報が通知された場合に、関心部位における元素の密度に所定の係数を掛けるように構成される。また、エネルギ別模擬直接線画像生成部４６は、関心部位指定部１１０から関心部位の領域情報が通知された場合に、Ｘ線の焦点からＸ線検出器２２上の１画素を見込む四角錐に含まれる関心部位におけるＸ線吸収体の吸収量に所定の係数を掛けるように構成される。
【０２０６】
そして、関心部位では、構成元素割当部４３によって所定の係数を掛けられた密度或いはエネルギ別模擬直接線画像生成部４６によって所定の係数を掛けられたＸ線吸収体の吸収量を用いて模擬Ｘ線画像が生成されるように構成される。この結果、関心部位のコントラストを向上させた模擬Ｘ線画像を生成することが可能となる。
【０２０７】
次にＸ線診断装置２０Ｈの動作および作用について説明する。
【０２０８】
図２０は、図１９に示す模擬Ｘ線画像生成装置３３Ｈにより模擬Ｘ線画像を表示させるまでの流れを示すフローチャートであり、図中Ｓに数字を付した符号はフローチャートの各ステップを示す。尚、図３のステップと同等なステップには同符号を付して説明を省略する。
【０２０９】
まず、ステップＳ１において、被検体Ｐの３次元画像データが３次元画像取得部４０によって取得され、関心部位指定部１１０に与えられる。
【０２１０】
そして、ステップＳ８０において、Ｘ線検査に先立って、関心部位が設定される。すなわち、関心部位指定部１１０は、３次元画像取得部４０から取得した被検体Ｐの３次元画像データをモニタ３０に表示させる。これに対し、術者は、モニタ３０に表示された３次元画像データを観察し、入力装置９２を操作することによって、関心部位を指定する。関心部位の例としては、血管内にプラークが蓄積されている部分が挙げられる。そうすると、入力装置９２から関心部位の指定情報が関心部位指定部１１０に与えられる。
【０２１１】
関心部位指定部１１０は、関心部位の指定情報に従って関心部位の領域情報を作成する。関心部位指定部１１０は、例えば、体積要素の位置(x,y,z)が関心部位内である場合には、Flag(x,y,z)=1となり逆に体積要素の位置(x,y,z)が関心部位内にない場合には、Flag(x,y,z)=0となるような関数Flag(x,y,z)を作成する。そして、関心部位指定部１１０は、作成した関数Flag(x,y,z)を関心部位の領域情報として構成元素割当部４３またはエネルギ別模擬直接線画像生成部４６に通知する。
【０２１２】
一方、ステップＳ２において、３次元画像データの各ボクセルに臓器のインデックスが割り当てられる。
【０２１３】
次に、ステップＳ８１において、構成元素割当部４３は、セグメント化された臓器のボクセルに物質の組成情報を割当てる。すなわち、構成元素割当部４３は、被検体Ｐの位置(x, y, z)における体積要素(dx, dy, dz)に被検体Ｐを構成する元素Zの密度ρZ(x,y,z)を割当てる。ただし、構成元素割当部４３は、関心部位指定部１１０から関心部位の領域情報が通知された場合には、関心部位における元素Zの密度ρZ(x,y,z)に所定の係数を掛ける。
【０２１４】
具体的には、式（１７）に示すように関心部位の領域を表す関数Flag(x,y,z)の値に応じて元素Zの密度ρZ(x,y,z)に所定の係数j(>0)を掛ける。  
［数１７］
ρZ_flag(x,y,z)＝ρZ(x,y,z)×j  (Flag(x,y,z)=1のとき)
＝ρZ(x,y,z)×1  (Flag(x,y,z)=0のとき)
(17)
【０２１５】
すなわち、Flag(x,y,z)=1となる関心部位における元素Zの密度ρZ(x,y,z)には所定の係数jを掛ける一方、Flag(x,y,z)=0となる関心部位外における元素Zの密度ρZ(x,y,z)には１を掛ける。そして、係数を掛けた補正密度ρZ_flag(x,y,z)を割当てた３次元画像データが構成元素割当部４３からエネルギ別模擬直接線画像生成部４６に与えられる。
【０２１６】
従って、他のステップにおいて、図３に示すステップと同様の処理が行われれば、元素の補正密度を用いて作成された模擬Ｘ線画像が表示されることとなる。このため、３次元画像データ上で指定した関心部位に対応する画素の画像レベルが関心部位外における画素の画像レベルとは異なるレベルとなる。この結果、関心部位を模擬Ｘ線画像上にて認識することが可能となる。
【０２１７】
また、関心部位指定部１１０が関数Flag(x,y,z)を関心部位の領域情報として構成元素割当部４３に通知する代わりにエネルギ別模擬直接線画像生成部４６に通知した場合には、ステップＳ８２において、関心部位におけるＸ線吸収体の吸収量に所定の係数が掛けられる。すなわち、関数Flag(x,y,z) による関心部位の強調が、エネルギ別の直接線の模擬Ｘ線画像の生成過程において実施される。
【０２１８】
まず、エネルギ別模擬直接線画像生成部４６によってＸ線の焦点からＸ線検出器２２上の１画素（xd,yd）を見込む四角錐の中に含まれるＸ線フィルタ、被検体Ｐ等の全てのＸ線吸収体を構成する元素Zの単位面積あたりの全原子数Natom_Zが求められる。そして、式（１８）に示すように、各元素Zの散乱断面積σZ（E）と全原子数Natom_Zとから、Ｘ線スペクトルの各エネルギEごとのＸ線の被検体Ｐによる吸収量ATTtot（E）を計算する。  
［数１８］
ATTtot(E)=σ1（E）×Natom_1＋σ2（E）×Natom_2＋σ3（E）×Natom_3＋…  (18)
【０２１９】
次に、エネルギ別模擬直接線画像生成部４６は、関数Flag(x,y,z)の値を参照することによって、四角錐中に含まれる体積要素が関心部位に含まれるか否かを判定する。そして、式（１９）に示すようにFlag(x,y,z)=1となる関心部位におけるＸ線の吸収量ATTtot（E）には所定の係数j’(>0)を掛ける一方、Flag(x,y,z)=0となる関心部位外におけるＸ線の吸収量ATTtot（E）には１を掛ける。  
［数１９］
ATTtot_flag（E）=ATTtot（E）×j  (Flag(x,y,z)=1のとき)
=ATTtot（E）×1  (Flag(x,y,z)=0のとき)
(19)
【０２２０】
そして、このように計算される補正後のＸ線の吸収量ATTtot_flag（E）から他のステップにおいて模擬Ｘ線画像が作成されて表示される。このため、３次元画像データ上で指定した関心部位に対応する画素の画像レベルが関心部位外における画素の画像レベルとは異なるレベルとなる。この結果、関心部位を模擬Ｘ線画像上にて認識することが可能となる。
【０２２１】
つまり以上のようなＸ線診断装置２０Ｈは、３次元画像データ上で観察者により指定された関心部位のボクセルに対応する模擬Ｘ線画像上の画素を強調表示できるようにしたものである。
【０２２２】
このため、Ｘ線診断装置２０Ｈによれば、関心部位に対応する模擬Ｘ線画像上の位置をＸ線検査中においてＸ線画像と関連付けて参照することができる。例えば、Ｘ線検査に先立つ他の検査で予め判明している病変部の位置を、Ｘ線検査中にＸ線画像上で把握できるように模擬Ｘ線画像を表示させることができる。
【０２２３】
図２１は本発明の第１０の実施形態に係るＸ線診断装置の模擬Ｘ線画像生成装置を示す機能ブロック図である。
【０２２４】
図２１に示された、Ｘ線診断装置２０Ｉでは、心電計１２０を設けた構成および模擬Ｘ線画像生成装置３３Ｉに心電同期部１２１を設けた構成が図１に示すＸ線診断装置２０と相違する。他の構成および作用については図１に示すＸ線診断装置２０と実質的に異ならないため模擬Ｘ線画像生成装置３３Ｉの機能ブロック図のみ図示し、同一の構成については同符号を付して説明を省略する。
【０２２５】
模擬Ｘ線画像生成装置３３Ｉの心電同期部１２１は、心電計１２０により計測された被検体Ｐの心電波形を取得する一方、模擬Ｘ線画像表示処理部４９から模擬Ｘ線画像の心電位相情報を取得して、模擬Ｘ線画像が被検体Ｐの心電波形に同期して表示されるようにタイミング情報を模擬Ｘ線画像表示処理部４９に与える機能を有する。
【０２２６】
これに対し、模擬Ｘ線画像表示処理部４９は、心電同期部１２１から受けたタイミング情報に従って、心電位相ごとの模擬Ｘ線画像を心電波形に同期してモニタ３０に表示させるように構成される。
【０２２７】
次にＸ線診断装置２０Ｉの動作および作用について説明する。
【０２２８】
図２２は、図２１に示す模擬Ｘ線画像生成装置３３Ｉにより模擬Ｘ線画像を表示させるまでの流れを示すフローチャートであり、図中Ｓに数字を付した符号はフローチャートの各ステップを示す。尚、図３のステップと同等なステップには同符号を付して説明を省略する
まず予め３次元画像診断装置３５により心電同期撮影によって心電位相ごとの３次元画像データが収集される。心電位相ごとの３次元画像データは、必要に応じて画像サーバに保存される。
【０２２９】
そして、ステップＳ１において、被検体Ｐの心電位相ごとの３次元画像データが３次元画像取得部４０によって取得される。３次元画像取得部４０は、取得した３次元画像データをセグメンテーション部４２に与える。
【０２３０】
次にステップＳ２からステップＳ１０において、Ｘ線画像が撮影される一方、被検体Ｐの心電位相ごとの模擬Ｘ線画像が作成される。作成された心電位相ごとの模擬Ｘ線画像は模擬Ｘ線画像表示処理部４９に与えられる。
【０２３１】
また、ステップＳ９０において、心電計１２０によってＸ線検査中における被検体Ｐの心電波形が取得される。心電同期部１２１は、心電計１２０により計測された被検体Ｐの心電波形を取得する。一方、心電同期部１２１は、模擬Ｘ線画像表示処理部４９から模擬Ｘ線画像の心電位相情報を取得する。そして、心電同期部１２１は、心電位相情報を参照し、模擬Ｘ線画像が被検体Ｐの心電波形に同期して表示されるようにタイミング情報を作成する。心電同期部１２１は、作成したタイミング情報を模擬Ｘ線画像表示処理部４９に与える。
【０２３２】
次に、ステップＳ９０において、模擬Ｘ線画像表示処理部４９は、心電同期部１２１から受けた心電同期用のタイミング情報に従って、心電位相ごとの模擬Ｘ線画像を心電波形に同期してモニタ３０に表示させる。
【０２３３】
また、Ｘ線撮影が心電同期下で行われている場合には、Ｘ線画像の心電位相と同じ位相の模擬Ｘ線画像が同じタイミングで表示される。
【０２３４】
つまり、以上のようなＸ線診断装置２０Ｉは、模擬Ｘ線画像を心電波形に同期して表示できるようにしたものである。このため、Ｘ線診断装置２０Ｉによれば、Ｘ線撮影が心電同期下で行われるような場合に、適切なタイミングで模擬Ｘ線画像を表示させることができる。
【０２３５】
尚、図２２のステップＳ１からステップＳ４までの撮影条件を必要としない処理については、Ｘ線検査に先立って行ってもよい。ステップＳ１からステップＳ４までの処理をＸ線検査に先立って行うようにすれば、Ｘ線検査中にリアルタイム処理の対象となる処理の計算量を低減することができる。
【０２３６】
以上の各実施形態におけるＸ線診断装置２０、２０Ａ、２０Ｂ、２０Ｃ、２０Ｄ、２０Ｅ、２０Ｆ、２０Ｇ、２０Ｈ、２０Ｉの諸機能のなかから必要な機能を組み合わせて単一のＸ線診断装置を構成してもよい。また、構成元素データベース４１等の一部の構成要素を模擬Ｘ線画像生成装置３３、３３Ａ，３３Ｂ、３３Ｃ、３３Ｄ、３３Ｅ、３３Ｆ、３３Ｇ、３３Ｈ、３３Ｉに設ける代わりに、模擬Ｘ線画像生成装置３３、３３Ａ，３３Ｂ、３３Ｃ、３３Ｄ、３３Ｅ、３３Ｆ、３３Ｇ、３３Ｈ、３３Ｉの外部からネットワークにより構成元素データ等の必要な情報を模擬Ｘ線画像生成装置３３、３３Ａ，３３Ｂ、３３Ｃ、３３Ｄ、３３Ｅ、３３Ｆ、３３Ｇ、３３Ｈ、３３Ｉが取得するように構成してもよい。
【図面の簡単な説明】
【０２３７】
【図１】本発明に係るＸ線診断装置の第１の実施形態を示す構成図。
【図２】図１に示す模擬Ｘ線画像生成装置の機能ブロック図。
【図３】図１に示すＸ線診断装置により模擬Ｘ線画像を生成し、生成した模擬Ｘ線画像をＸ線画像とともに表示させるまでの流れを示すフローチャート。
【図４】図２に示す構成元素データベースに保存される構成元素データの一例を示す図。
【図５】図２に示す散乱断面積取得部において求められた炭素の散乱断面積σZ（E）を表す図。
【図６】本発明の第２の実施形態に係るＸ線診断装置の模擬Ｘ線画像生成装置を示す機能ブロック図。
【図７】図６に示す模擬Ｘ線画像生成装置により模擬Ｘ線画像の位置修正情報を生成するまでの流れを示すフローチャート。
【図８】本発明の第３の実施形態に係るＸ線診断装置の模擬Ｘ線画像生成装置の機能を説明する図。
【図９】本発明の第４の実施形態に係るＸ線診断装置の模擬Ｘ線画像生成装置を示す機能ブロック図。
【図１０】図９に示す模擬Ｘ線画像生成装置により変形修正を施した模擬Ｘ線画像を表示させるまでの流れを示すフローチャート。
【図１１】本発明の第５の実施形態に係るＸ線診断装置の模擬Ｘ線画像生成装置を示す機能ブロック図。
【図１２】図１１に示す模擬Ｘ線画像生成装置により変形修正を施した模擬Ｘ線画像を表示させるまでの流れを示すフローチャート。
【図１３】本発明の第６の実施形態に係るＸ線診断装置の模擬Ｘ線画像生成装置を示す機能ブロック図。
【図１４】図１３に示す模擬Ｘ線画像生成装置により変形修正を施した模擬Ｘ線画像を表示させるまでの流れを示すフローチャート。
【図１５】本発明の第７の実施形態に係るＸ線診断装置の模擬Ｘ線画像生成装置を示す機能ブロック図。
【図１６】図１５に示す模擬Ｘ線画像生成装置により模擬Ｘ線画像を表示させるまでの流れを示すフローチャート。
【図１７】本発明の第８の実施形態に係るＸ線診断装置の模擬Ｘ線画像生成装置を示す機能ブロック図。
【図１８】図１７に示す模擬Ｘ線画像生成装置により模擬Ｘ線画像を表示させるまでの流れを示すフローチャート。
【図１９】本発明の第９の実施形態に係るＸ線診断装置の模擬Ｘ線画像生成装置を示す機能ブロック図。
【図２０】図１９に示す模擬Ｘ線画像生成装置Ｈにより模擬Ｘ線画像を表示させるまでの流れを示すフローチャート。
【図２１】本発明の第１０の実施形態に係るＸ線診断装置の模擬Ｘ線画像生成装置を示す機能ブロック図。
【図２２】図２１に示す模擬Ｘ線画像生成装置により模擬Ｘ線画像を表示させるまでの流れを示すフローチャート。
【図２３】IVRに用いられる従来のＸ線診断装置の構成図。
【符号の説明】
【０２３８】
２０、２０Ａ、２０Ｂ、２０Ｃ、２０Ｄ，２０Ｅ、２０Ｆ、２０Ｇ、２０Ｈ、２０Ｉ  Ｘ線診断装置
２１  Ｘ線発生源
２２  Ｘ線検出器
２３  寝台
２４  寝台制御部
２５  Ｃアーム形スタンド
２６  スタンド制御部
２７  高電圧発生器
２８  システムコントローラ
２９  入力デバイス
３０  モニタ
３１  画像処理部
３２  画像記憶部
３３、３３Ａ，３３Ｂ、３３Ｃ、３３Ｄ、３３Ｅ、３３Ｆ、３３Ｇ、３３Ｈ、３３Ｉ  模擬Ｘ線画像生成装置
３４  ネットワーク
３５  ３次元画像診断装置
３６  ３次元画像サーバ
４０  ３次元画像取得部
４１  構成元素データベース
４２  セグメンテーション部
４３  構成元素割当部
４４  散乱断面積取得部
４５  Ｘ線情報変換部
４６  エネルギ別模擬直接線画像生成部
４６Ａ  第１のエネルギ別模擬直接線画像生成部
４６Ｂ  第２のエネルギ別模擬直接線画像生成部
４７  直接線加算画像生成部
４７Ａ  第１の直接線加算画像生成部
４７Ｂ  第２の直接線加算画像生成部
４８  画像レベル調整・ガンマ変換部
４９  模擬Ｘ線画像表示処理部
５０  位置合わせ部
６０  変形修正部
７０Ａ  第１の模擬Ｘ線画像生成部
７０Ｂ  第２の模擬Ｘ線画像生成部
８０  エネルギ別模擬散乱線画像生成部
８１  散乱線加算画像生成部
８２  混合画像作成部
９０  投影方向変更部
９１  視野変更部
９２  入力装置
１００  関心臓器強調度指定部
１１０  関心部位指定部
１２０  心電計
１２１  心電同期部
Ｐ  被検体
【図１】
2008000190.tif 000003
【図２】
2008000190.tif 000004
【図３】
2008000190.tif 000005
【図４】
2008000190.tif 000006
【図５】
2008000190.tif 000007
【図６】
2008000190.tif 000008
【図７】
2008000190.tif 000009
【図８】
2008000190.tif 000010
【図９】
2008000190.tif 000011
【図１０】
2008000190.tif 000012
【図１１】
2008000190.tif 000013
【図１２】
2008000190.tif 000014
【図１３】
2008000190.tif 000015
【図１４】
2008000190.tif 000016
【図１５】
2008000190.tif 000017
【図１６】
2008000190.tif 000018
【図１７】
2008000190.tif 000019
【図１８】
2008000190.tif 000020
【図１９】
2008000190.tif 000021
【図２０】
2008000190.tif 000022
【図２１】
2008000190.tif 000023
【図２２】
2008000190.tif 000024
【図２３】
2008000190.tif 000025