JP7209552B2 - Ｘ線診断装置、ｘ線診断装置の制御方法、および画像処理装置 - Google Patents

Description

本発明の実施形態は、Ｘ線診断装置、Ｘ線診断装置の制御方法、および画像処理装置に関する。

Ｘ線診断装置のＸ線撮影条件は、被検体の体格、被検体の筋肉量、撮影部位、撮影目的などに応じて設定される。たとえば、胸部撮影で肋骨周辺の軟部組織を観察する場合は、硬いＸ線が好適とされており、Ｘ線撮影条件のうち、Ｘ線の線質を決定する管電圧は約１３０ｋＶ程度に設定される。一方、柔らかいＸ線が好適とされる腹部を観察するときは、管電圧は約７０ｋＶに設定される。また、被検体の体格が大きい場合や被検体が筋肉質である場合には、管電圧は高めに設定されることが好ましい。

被検体の体格、被検体の筋肉量、撮影部位、撮影目的などに応じてあらかじめ設定された線質のＸ線を用いてＸ線撮影することで、観察を意図した部位が好適な画質を有するＸ線画像を取得することができる。

ところが、Ｘ線画像を観察してはじめて、管電圧の設定時には意図していなかった部位に病変の疑いを発見することがある。この場合、この部位を詳細に観察するために、当該部位に適した管電圧によるＸ線撮影を再度行う必要が生じてしまう。

これは、集団検診における胸部レントゲン検査などで起こりうる。胸部レントゲン撮影は、肺結核や肺がんなど、肺野の検査が目的であるが、胸部レントゲン撮影で取得されたＸ線画像には、横隔膜や食道、心臓など、肺野以外の臓器も描出されている。しかし、Ｘ線画像がこれら臓器の観察に適した管電圧で撮影されているとは限らない。このため、仮にこれらの部位に異変があったとしても、Ｘ線画像では詳細な観察が難しく、診断が困難になってしまう場合がある。

異なる管電圧で２回のＸ線撮影を行い１つのＸ線画像を得る方法として、デュアルエナジーサブトラクション撮影法が知られている。この撮影法は、第１の管電圧で１回目のＸ線撮影を行った後、第２の管電圧で２回目のＸ線撮影を行い、これら２種類のＸ線撮影画像データの差分を取ることによって、撮影画像の中から骨の部分を消去した画像を得る方法である。しかし、デュアルエナジーサブトラクション撮影は、１回目の撮影条件および撮影結果から２回目の撮影条件を演算で求める。このため、１回目の撮影と２回目の撮影の間に時間差が生じてしまい、被検体の動きによるＸ線画像ずれが起こり、２つのＸ線画像の位置合わせが難しいという問題がある。また、デュアルエナジーサブトラクション撮影の２回目の撮影では、管電圧および管電流の両方の条件を変える必要がある。このため、たとえ２回目の撮影条件を決める演算処理を高速で実行したとしても、Ｘ線管フィラメントの熱応答時間の制約から管電流条件の変更には一定の時間を要する。そのため、１回目の撮影と２回目の撮影の間を開けずに連続して撮影することは困難である。

特開２０１０－２１３７９９号公報

本発明が解決しようとする課題は、１回のＸ線撮影で複数種の管電圧のそれぞれに対応する画像データを容易に取得することである。

実施形態に係るＸ線診断装置は、Ｘ線高電圧発生器と、Ｘ線管と、Ｘ線画像センサと、ＡＥＣ検出器と、制御部と、分類保存部とを備える。Ｘ線高電圧発生器は、高電圧を発生する。Ｘ線管は、Ｘ線高電圧発生器の出力電圧を印加されて被検体に対してＸ線を照射する。Ｘ線画像センサは、被検体を透過したＸ線を検出し、検出したＸ線にもとづく画像データを出力する。ＡＥＣ検出器は、被検体を透過したＸ線を検出し、検出したＸ線の強度に応じた信号を出力する。制御部は、ＡＥＣ検出器の出力信号の履歴にもとづいて、Ｘ線撮影中に出力電圧を第１の電圧から第１の電圧とは異なる第２の電圧に切り替えるようＸ線高電圧発生器を制御する。分類保存部は、制御部に制御されて、Ｘ線画像センサが出力する画像データを、出力電圧の値ごとに分類して記憶部に保存させる。

一実施形態に係るＸ線診断装置の一構成例を示すブロック図。 １回のＸ線撮影における２種の管電圧のそれぞれに対応する画像データの取得に係る各構成の動作のタイミングの一例を示す説明図。 １回のＸ線撮影における３種の管電圧のそれぞれに対応する画像データの取得に係る積分器の出力と管電圧の切り替えタイミングの一例を示す説明図。 積分器の一構成例を示す説明図。 Ｘ線画像モニタとＸ線画像操作パッドの一構成例を示す説明図。 （ａ）は線質調整ダイヤルの操作量と２種の管電圧のそれぞれに対応する画像データの合成度合いとの関連付け情報の一例を示す説明図、（ｂ）はこの関連付情報の他の例を示す説明図。 線質調整ダイヤルの操作量と３種の管電圧のそれぞれに対応する画像データの合成度合いとの関連付け情報の一例を示す説明図。 （ａ）は線質調整用の調整手段の第１変形例を示す説明図、（ｂ）は第２変形例を示す説明図。 画像生成回路の一構成例を示すブロック図。 病変画像出力機能の学習時におけるデータフローの一例を示す説明図。 病変画像出力機能の運用時におけるデータフローの一例を示す説明図。

以下、図面を参照しながら、Ｘ線診断装置、Ｘ線診断装置の制御方法、および画像処理装置の実施形態について詳細に説明する。

図１は、一実施形態に係るＸ線診断装置１００の一構成例を示すブロック図である。

（１．複数種の管電圧のそれぞれに対応する画像データの取得（構成、動作の概略））
まず、１回のＸ線撮影における複数種の管電圧のそれぞれに対応する画像データの取得に係る構成および動作の概略を説明する。

Ｘ線照射スイッチ１は、ユーザにより押下されるとＸ線照射信号を制御回路２に与えるスイッチである。

制御回路２は、Ｘ線診断装置１００を統括制御する機能を実現する。また、制御回路２は、図示しない記憶回路に記憶されたプログラムを読み出して実行することにより、１回のＸ線撮影で複数種の管電圧のそれぞれに対応する画像データを容易に取得するための処理を実行するプロセッサである。制御回路２は、制御部の一例である。

Ｘ線高電圧発生器３は、制御回路２に制御されて高電圧を発生し、Ｘ線管４に印加する。Ｘ線高電圧発生器３は、変圧器方式のものを用いてもよいし、インバータ方式のものを用いてもよい。また、Ｘ線高電圧発生器３は、制御回路２に制御されて、出力電圧値を変更する。

Ｘ線管４は、Ｘ線高電圧発生器３により電圧を印加されてＸ線を発生する。コリメータ５は、Ｘ線管４が発生したＸ線の照射野を調整する機構を有する。コリメータ５は、たとえば２対の可動羽根を有し、各対の可動羽根が開閉することでＸ線管４から照射されるＸ線の照射野を調整する。

自動露出制御（ＡＥＣ：Automatic Exposure Control）を行うための検出器（以下、ＡＥＣディテクタという）７は、被検体６を透過したＸ線を検出し、検出したＸ線の強度に応じた信号を出力する。一方、Ｘ線画像センサ８は、被検体６を透過したＸ線を検出し、制御回路２に制御されて、検出したＸ線にもとづく画像データを出力する。

ＡＥＣディテクタ７は、たとえば図１に示すようにＸ線画像センサ８と被検体６の間に設けられる。この場合、ＡＥＣディテクタ７を薄型に形成すると、ＡＥＣディテクタ７によるＸ線の減衰をわずかなものとすることができ、被検体６を透過したＸ線のほとんどをＸ線画像センサ８に入射させることができる。

たとえば、ユーザによりＸ線照射スイッチ１が押されると、制御回路２は、Ｘ線高電圧発生器３に対して第１の管電圧を出力してＸ線管４に印加するよう指示する。Ｘ線管４は、Ｘ線高電圧発生器３から第１の管電圧を印加されてＸ線を発生する。Ｘ線管４の放射口から照射されたＸ線は、コリメータ５で所要の照射野に絞られ、被検体６を透過し、ＡＥＣディテクタ７に入射するとともに、ＡＥＣディテクタ７を透過してＸ線画像センサ８に入射する。

ＡＥＣディテクタ７の出力信号は、ＡＥＣディテクタアンプ９で増幅され、積分器９ａで積分されて制御回路２に与えられる。積分器９ａの構成については図４を用いて後述する。

制御回路２は、ＡＥＣディテクタ７の出力信号の履歴にもとづいて、Ｘ線撮影中に第１の電圧から第１の電圧とは異なる第２の電圧に切り替えるようＸ線高電圧発生器３を制御する。図１には、制御回路２が、積分器９ａの出力を受け、あらかじめ設定された第１の閾値に達すると、第１の管電圧から第２の管電圧に切り替えるようＸ線を照射するようにＸ線高電圧発生器３に指示する場合の例を示した。この指示を受けると、Ｘ線高電圧発生器３は第２の管電圧をＸ線管４に印加する。

一方、分類保存部は、制御回路２に制御されて、Ｘ線画像センサ８が出力する画像データを、管電圧の値ごとに分類して記憶部に保存させる。図１には、分類保存部の一例としての画像信号切り替えスイッチ１０が、記憶部の一例としての画像メモリ装置１１に、Ｘ線画像センサ８が出力する画像データを管電圧の値ごとに分類して保存させる場合の例を示した。

画像信号切り替えスイッチ１０は、制御回路２に制御されて、Ｘ線画像センサ８と複数の画像メモリのそれぞれとを択一的に接続する。画像信号切り替えスイッチ１０は、切替手段の一例である。また、画像メモリ装置１１の画像メモリ１１１および１１２は、複数の記憶部の一例である。

制御回路２は、出力電圧の切り替えと同期して画像信号切り替えスイッチ１０を制御する。

具体的には、まず、Ｘ線撮影開始時において、画像信号切り替えスイッチ１０は、制御回路２に制御されて、Ｘ線画像センサ８を画像メモリ装置１１の画像メモリ１１１に接続する。たとえば、積分器９ａの出力があらかじめ設定された第１の閾値に達すると、制御回路２は、Ｘ線画像センサ８に対して画像データを出力するように指示する。この結果、Ｘ線画像センサ８から出力された第１の管電圧に対応する画像データ（以下、第１画像データという）ＩＤ１は、画像信号切り替えスイッチ１０を介して画像メモリ１１１に格納される。

次に、第１画像データＩＤ１が画像メモリ１１１に格納されると、制御回路２は、Ｘ線画像センサ８と画像メモリ装置１１の画像メモリ１１２を接続するよう画像信号切り替えスイッチ１０を制御する。

続いて、第２の管電圧によるＸ線照射によって被検体６を透過したＸ線は、ＡＥＣディテクタ７で検出される。制御回路２は、積分器９ａの出力を受け、あらかじめ設定された第２の閾値に達すると、Ｘ線高電圧発生器３の高電圧出力を停止させる。この結果、Ｘ線の照射は停止する。

Ｘ線照射が停止すると、制御回路２は、Ｘ線画像センサ８に対して画像データを出力するように指示する。Ｘ線画像センサ８から出力された第２の管電圧に対応するＸ線画像データ（以下、第２画像データという）ＩＤ２は、画像信号切り替えスイッチ１０を介して、第１画像データが保存された画像メモリ１１１とは異なる画像メモリ１１２に格納される。

なお、一般に、同一の被検体に対し複数のＸ線撮影を行うことは、珍しくない。また、複数の被検体に対して連続してＸ線撮影を行うことも珍しくない。このように、Ｘ線画像センサ８から次々に画像データが出力される場合は、画像メモリ１１１および画像メモリ１１２のデータを画像メモリ装置１１内の他の図示しない画像メモリに退避させて、あるいは、画像メモリ１１１および画像メモリ１１２のデータを画像メモリ装置１１内のハードディスク装置１１９に移動して、画像メモリ１１１および画像メモリ１１２を継続的に利用可能とするとよい。

（２．合成画像の生成（構成、動作の概略））
次に、第１画像データＩＤ１および第２画像データＩＤ２にもとづく合成画像の生成に係る構成および動作の概略を説明する。

画像生成回路１２は、図示しない記憶回路に記憶されたプログラムを読み出して実行することにより、複数種の管電圧のそれぞれに対応する画像データどうしを合成処理することにより、Ｘ線画像を生成してＸ線画像モニタ１３に表示させるための処理を実行するプロセッサである。画像生成回路１２は、画像生成部の一例である。

図１に示す例では、画像生成回路１２は、画像メモリ１１１に格納された第１画像データＩＤ１（第１の管電圧に対応するＸ線画像データ）と、画像メモリ１１２に格納された第２画像データＩＤ２（第２の管電圧に対応するＸ線画像データ）とを合成してＸ線画像を生成し、Ｘ線画像モニタ１３に表示させる。

Ｘ線画像モニタ１３は、たとえば液晶ディスプレイやＯＬＥＤ（Organic Light Emitting Diode）ディスプレイなどの一般的な表示出力装置により構成され、画像生成回路１２の制御に従って画像生成回路１２が生成した合成画像などの各種情報を表示する。

Ｘ線画像操作パッド１４は、たとえばダイヤル、スライダなどのユーザの操作量に応じた信号を出力する調整手段を有する。Ｘ線画像操作パッド１４は、ユーザによる合成度合い（重み）の設定指示を受け付けるための合成度合い受付部の一例である。なお、合成度合い受付部は、Ｘ線画像モニタ１３に表示されるソフトキーであってもよい。

ユーザは、調整手段を操作することにより、Ｘ線画像モニタ１３に表示される合成画像の拡大縮小、明るさの変更、コントラストの変更、画像の回転などとともに、合成処理における第１画像データＩＤ１と第２画像データＩＤ２のそれぞれの合成度合い（重み）を変更することができる。たとえば、画像生成回路１２は、調整手段の操作量と、合成度合いと、をあらかじめ関連付けた関連付け情報を参照することにより、ユーザによる調整手段の操作量に応じて、合成処理における第１画像データＩＤ１と第２画像データＩＤ２のそれぞれの合成度合い（重み）を変更する。調整手段の詳細については図５－７を用いて後述する。

このように、本実施形態に係る画像生成回路１２は、合成処理における第１画像データＩＤ１と第２画像データＩＤ２を合成するときのそれぞれのデータの割合（合成度合い、重み）を変更することができる。この合成度合いを変更することにより、合成処理により生成されるＸ線画像に対応するＸ線の線質（管電圧）を仮想的に変更することができる。

また、Ｘ線画像操作パッド１４は、画像メモリ装置１１にある、同一の被検体の複数の画像データ、あるいは、複数の被検体についてのＸ線画像データから、任意の画像データを選んでＸ線画像モニタ１３に表示させることができる。このとき、画像生成回路１２は、１回のＸ線撮影において取得された第１画像データＩＤ１と第２画像データＩＤ２をペアで呼び出すようにするとよい。

（３．複数種の管電圧のそれぞれに対応する画像データの取得（動作の詳細））
次に、１回のＸ線撮影における複数種の管電圧のそれぞれに対応する画像データの取得に係る動作の詳細を説明する。

図２は、１回のＸ線撮影における２種の管電圧のそれぞれに対応する画像データの取得に係る各構成の動作のタイミングの一例を示す説明図である。図２には、第１画像データＩＤ１の収集終了のタイミング（および第２の管電圧ｋＶ２への切り替えのタイミング）と第２画像データＩＤ２の収集開始のタイミングを、第１画像データＩＤ１の転送時間が積分器９ａの出力値に与える影響を考慮して遅らせる場合の例を示した。

Ｘ線照射スイッチ１が押下されてＸ線照射信号（図２の２段目参照）が制御回路２に与えられると、第１の管電圧ｋＶ１（たとえば５０ｋＶ、７０ｋＶなど）でＸ線撮影が開始される（図２の１段目参照）。このとき、第１の管電圧ｋＶ１に対応する第１画像データＩＤ１の収集が開始される（図２の４段目参照）。また、ＡＥＣディテクタアンプ９の信号は、積分器９ａで積分される（図２の３段目参照）。

積分器９ａの出力は時間とともに上昇していく。積分器９ａの出力が第１の閾値ＴＨ１に達すると、制御回路２は、管電圧を第２の管電圧ｋＶ２（たとえば１２０ｋＶ、１３０ｋＶなど）に切り替えるとともに、Ｘ線画像センサ８から画像メモリ１１１に対して第１画像データＩＤ１を転送させる（図２の５段目参照）。ここで第１の管電圧ｋＶ１に対応する第１画像データＩＤ１の収集は終了し、第２の管電圧ｋＶ２に対応する第２画像データＩＤ２の収集が開始される（図２の６段目参照）。

管電圧の切り替えを経ても、積分器９ａの出力は上昇し続ける。積分器９ａが第２の閾値ＴＨ２に達すると、制御回路２は、高電圧出力を停止させて管電圧をゼロまで低下させるようＸ線高電圧発生器３を制御するとともに、Ｘ線画像センサ８から画像メモリ１１２に対して第２画像データＩＤ２を転送させて、Ｘ線撮影は終了となる（図２の７段目参照）。

なお、第１画像データＩＤ１の転送時間を考慮して第２画像データＩＤ２の収集開始のタイミングを遅らせる場合、制御回路２は、図２の３段目に示すように、第２画像データＩＤ２の収集開始のタイミングを遅らせた時間に応じて、Ｘ線高電圧発生器３の高電圧出力を停止させるタイミングを積分器９ａが第２の閾値ＴＨ２に達した時点よりも遅らせるとよい。

また、制御回路２は、第１画像データＩＤ１の転送時間の影響を無視し、第１画像データＩＤ１の収集終了のタイミング（および第２の管電圧ｋＶ２への切り替えのタイミング）と第２画像データＩＤ２の収集開始のタイミングとを一致させてもよい。この場合は、制御回路２は、積分器９ａが第２の閾値ＴＨ２に達した時点でＸ線高電圧発生器３の高電圧出力を停止させて管電圧をゼロに低下させればよい。

第１の閾値ＴＨ１は、第２の閾値ＴＨ２の１／２に設定することが好ましい。すなわち、第１の閾値ＴＨ１と、第２の閾値ＴＨ２と第１の閾値ＴＨ１との差とが、ほぼ１：１の関係となるように各閾値を設定することが好ましい。この場合、第１画像データＩＤ１に対応するＸ線の積算照射強度と第２画像データＩＤ２に対応するＸ線の積算照射強度とをほぼ同等にすることができ、第１の管電圧ｋＶ１に対応する第１画像データＩＤ１と第２の管電圧ｋＶ２に対応する第２画像データＩＤ２の信号強度をほぼ均一にすることができるためである。なお、Ｘ線量は、管電圧の２乗に比例する。このため、第１の閾値ＴＨ１と、第２の閾値ＴＨ２と第１の閾値ＴＨ１との差とがほぼ１：１のとき、第２の管電圧ｋＶ２によるＸ線照射期間の長さは、第１の管電圧ｋＶ１でのＸ線照射期間の長さに（ｋＶ１／ｋＶ２）の２乗を乗じた長さとなる。

なお、図２に示すように、第１画像データＩＤ１の転送時間を考慮して第２画像データＩＤ２の収集開始のタイミングを遅らせる場合は、制御回路２は、第１の管電圧ｋＶ１に対応する第１画像データＩＤ１と第２の管電圧ｋＶ２に対応する第２画像データＩＤ２の信号強度をほぼ均一にするように、第２画像データＩＤ２の収集開始から管電圧を低下させて撮影を終了するまでの期間（図２の６段目参照）の積分器９ａの出力の大きさが第２の閾値ＴＨ２と第１の閾値ＴＨ１との差に等しくなるように、Ｘ線高電圧発生器３の高電圧出力を停止させるタイミングを積分器９ａが第２の閾値ＴＨ２に達した時点よりも遅らせるとよい（図２の３段目参照）。また、第２画像データＩＤ２の収集開始のタイミングを遅らせる場合、制御回路２は、第１画像データＩＤ１の収集開始から第２画像データＩＤ２の収集開始までの期間、積分器９ａへの入力を止めてもよい。この場合は、Ｘ線高電圧発生器３の高電圧出力を停止させるタイミングは、積分器９ａが第２の閾値ＴＨ２に達した時点とすればよい。

また、第１の閾値ＴＨ１と、第２の閾値ＴＨ２と第１の閾値ＴＨ１との差と、の比率は１：１以外に設定してもよい。たとえば、診断目的に合わせて、低い管電圧に対応する画像を重視するときは第１の閾値ＴＨ１を第２の閾値ＴＨ２の１／２よりも大きくし、高い管電圧に対応する画像を重視するときは、第１の閾値ＴＨ１を第２の閾値ＴＨ２の１／２よりも小さく設定するとよい。

上記説明では第１の管電圧ｋＶ１から、これよりも高い第２の管電圧ｋＶ２に管電圧を立ち上げる場合の例を示したが、第１の管電圧ｋＶ１のほうが第２の管電圧ｋＶ２よりも高くてもよい。この場合は、積分器９ａの出力が第１の閾値ＴＨ１に達したときに管電圧を立ち下げることになる。なお、一般には、管電圧を立ち上げるほうが、立ち下げるよりも、安定して容易かつ高速に実現可能である。Ｘ線高電圧発生器３の出力電圧である管電圧を低い電圧から高い電圧に立ち上げるためには、Ｘ線高電圧発生器３の高圧コンデンサを急速に充電させればよい。高圧コンデンサの急速充電は、たとえば高電圧発生回路に交流電力を供給するインバータを高周波にする、またはインバータのＯＮ時間を長くすることにより、容易に実現できる。すなわち、管電圧の立ち上げ速度は、Ｘ線高電圧発生器３で制御可能である。一方、管電圧の立ち下げ速度は、Ｘ線高電圧発生器３の高圧コンデンサを放電させる管電流の大きさに依存するためＸ線撮影条件に依存してしまうほか、高圧ケーブルの静電容量にも依存する。

また、上記説明では第１の管電圧ｋＶ１と第２の管電圧ｋＶ２との２種の管電圧を用いる場合の例を示したが、管電圧は２種に限られず、３種以上の何種でもよい。

図３は、１回のＸ線撮影における３種の管電圧のそれぞれに対応する画像データの取得に係る積分器９ａの出力と管電圧の切り替えタイミングの一例を示す説明図である。図３には、簡単のため、画像データの転送時間が積分器９ａの出力値に与える影響を無視し、前の画像データ収集終了のタイミング（および管電圧の切り替えのタイミング）と次の画像データの収集開始のタイミングとを一致させる場合の例を示した。

たとえば、３種の管電圧のそれぞれに対応する画像データを１回のＸ線撮影で取得する場合は、制御回路２は、積分器９ａの出力する積算値が第１の閾値ＴＨ１よりも大きく第２の閾値ＴＨ２よりも小さい第３の閾値ＴＨ３を超えると、第１の管電圧ｋＶ１および第２の管電圧ｋＶ２とは異なる第３の管電圧ｋＶ３（たとえば８０ｋＶ、９０ｋＶなど）に出力電圧を切り替えるようＸ線高電圧発生器３を制御すればよい。

このとき、第１画像データＩＤ１、第２画像データＩＤ２、および第３の管電圧ｋＶ３に対応する画像データ（以下、第３画像データという）ＩＤ３の信号レベルがほぼ均一となるように、第１の閾値ＴＨ１を第２の閾値ＴＨ２の１／３に設定し、第３の閾値ＴＨ３を第２の閾値ＴＨ２の２／３に設定することが好ましい。すなわち、第１の閾値ＴＨ１と、第３の閾値ＴＨ３と第１の閾値ＴＨ１との差と、第２の閾値ＴＨ２と第３の閾値ＴＨ３との差とが、ほぼ１：１：１の関係となるように各閾値を設定することが好ましい。

図４は、積分器９ａの一構成例を示す説明図である。積分器９ａは、たとえばオペアンプを用いた積分器９ａ１と、オペアンプを用いた反転増幅器９ａ２とにより構成される。この場合、Ｘ線照射開始前において、オペアンプを用いた積分器９ａ１のコンデンサはスイッチで短絡され、オペアンプを用いた積分器９ａ１の出力はゼロに保たれる。Ｘ線照射が開始されるとスイッチが開き、ＡＥＣディテクタアンプ９からの信号は、オペアンプを用いた積分器９ａ１で積分される。ＡＥＣディテクタアンプ９からの信号はオペアンプの反転入力側に入る。このため、オペアンプを用いた積分器９ａ１の出力は、マイナス方向に上昇する。

オペアンプを用いた反転増幅器９ａ２は、オペアンプを用いた積分器９ａ１の出力信号の極性をプラスに反転させて、積分器９ａの出力として制御回路２に与える。制御回路２は、このプラスに反転されたＡＥＣディテクタアンプ９の信号の積分値にもとづいて、管電圧の切り替えタイミングおよび画像データの分類タイミングを決定する。

Ｘ線診断装置１００の制御回路２は、ＡＥＣディテクタアンプ９の出力信号の履歴にもとづいて、Ｘ線撮影中に管電圧を切り替えることができるとともに、１回のＸ線撮影中に切り替えられる管電圧の値ごとに、画像データを分類して保存することができる。ＡＥＣディテクタアンプ９の出力信号の履歴を用いることで、各管電圧によるＸ線照射時間を適切に制御することができるため、複数種の管電圧のそれぞれに対応する画像データどうしの信号レベルを容易かつ正確に調整することができ、たとえば各画像データの信号レベルを容易にそろえることができる。また、制御回路２は、管電流の調整を行わずともよい。管電圧の切り替えは高速に実現することができるため、複数種の管電圧のそれぞれに対応する画像データどうしは、被検体６の体動などによる位置ずれによる影響をほとんど受けることがない。

（４．合成画像の生成（動作の詳細））
次に、複数種の管電圧のそれぞれに対応する画像データにもとづく合成画像の生成に係る動作の詳細を説明する。

図５は、Ｘ線画像モニタ１３とＸ線画像操作パッド１４の一構成例を示す説明図である。図５に示すように、Ｘ線画像操作パッド１４は、輝度調整ダイヤル１５、コントラスト調整ダイヤル１６、および線質（Ray Property）調整ダイヤル１７を有する。これらのダイヤル１５－１７は、調整手段の一例である。

ユーザは、輝度調整ダイヤル１５およびコントラスト調整ダイヤル１６を操作することにより、Ｘ線画像モニタ１３に表示されるＸ線画像の輝度およびコントラストをそれぞれ調整することができる。また、ユーザは、線質調整ダイヤル１７を操作することにより、Ｘ線画像モニタ１３に表示されるＸ線画像の合成処理における、第１画像データＩＤ１と第２画像データＩＤ２のそれぞれの合成度合い（重み）を調整することができる。

図６（ａ）は、線質調整ダイヤル１７の操作量と２種の管電圧のそれぞれに対応する画像データの合成度合いとの関連付け情報の一例を示す説明図であり、（ｂ）はこの関連付情報の他の例を示す説明図である。

画像生成回路１２は、図６（ａ）、（ｂ）に示すような関連付け情報にもとづいて、ユーザによる線質調整ダイヤル１７の操作量に応じて合成処理を行い、Ｘ線画像データを生成してＸ線画像モニタ１３に表示させる（図５参照）。

たとえば、ユーザが線質調整ダイヤル１７を左いっぱいに回すと、Ｘ線画像モニタ１３に表示されるＸ線画像は、第１の管電圧ｋＶ１に対応する第１画像データＩＤ１が１００％で、第２の管電圧ｋＶ２に対応する第２画像データＩＤ２が０％になる。これとは逆に、ユーザが線質調整ダイヤル１７を右いっぱいに回すと、Ｘ線画像モニタ１３に表示される画像は、第２の管電圧ｋＶ２に対応する第２画像データＩＤ２が１００％で、第１の管電圧ｋＶ１に対応する第１画像データＩＤ１が０％になる。ユーザが線質調整ダイヤル１７を中間位置にすると、第１の管電圧ｋＶ１に対応する第１画像データＩＤ１と第２の管電圧ｋＶ２に対応する第２画像データＩＤ２とのそれぞれを均等に合成したＸ線画像がＸ線画像モニタ１３に表示される。なお、図６（ａ）および図６（ｂ）に示すような、第１の管電圧ｋＶ１に対応する第１画像データＩＤ１と第２の管電圧ｋＶ２に対応する第２画像データＩＤ２の合成割合を決定するための関連付け情報は、図示しない記憶回路に記憶させておくとよい。

図７は、線質調整ダイヤル１７の操作量と３種の管電圧のそれぞれに対応する画像データの合成度合いとの関連付け情報の一例を示す説明図である。

上述の通り、１回のＸ線撮影で用いられる管電圧は２種に限られず、３種以上の何種でもよい。たとえば、１回のＸ線撮影で第１の管電圧ｋＶ１、第３の管電圧ｋＶ３、および第２の管電圧ｋＶ２を用い、これらのそれぞれに対応する第１画像データＩＤ１、第３画像データＩＤ３、および第２画像データＩＤ２を取得する場合（図３参照）は、線質調整ダイヤル１７の操作量と３種の管電圧のそれぞれに対応する画像データの合成度合いとの関連付け情報をあらかじめ図示しない記憶回路の記憶させておけばよい（図７参照）。

また、ユーザの利用頻度が高いと予想される合成度合いの組み合わせにおける重みの合計値を他の組み合わせよりも高くしてもよい。図６（ｂ）および図７には、各画像データが等しい割合で合成される場合（線質調整ダイヤル１７が中間位置の場合）最も利用頻度が高いと予想し、この場合の重みの合計値を合成度合いの組み合わせ１００％を越えて最大と設定する場合の例を示した。

図６（ａ）、図６（ｂ）、および図７には、複数種の管電圧のそれぞれに対応する画像データのそれぞれの合成度合いを、線質調整用の調整手段の一例としての１つの線質調整ダイヤル１７で調整する場合の例を示したが、画像データのそれぞれの合成度合いは、異なる調整手段で独立に調整されてもよい。

図８（ａ）は線質調整用の調整手段の第１変形例を示す説明図であり、（ｂ）は第２変形例を示す説明図である。第１変形例は調整手段としてダイヤルを用いる場合の例であり、第２変形例は調整手段としてスライダを用いる場合の例である。

図８（ａ）および図８（ｂ）には、２種の管電圧のそれぞれに対応する第１画像データＩＤ１と第２画像データＩＤ２のそれぞれの合成度合いを独立に調整する場合の例を示した。この場合、第１変形例では、低エネルギー用線質調整ダイヤル１７１には第１の管電圧ｋＶ１に対応する第１画像データＩＤ１の合成度合いが割り当てられ、高エネルギー用線質調整ダイヤル１７２には第２の管電圧ｋＶ２に対応する第２画像データＩＤ２の合成度合いが割り当てられる。第２変形例では、低エネルギー用線質調整スライダ１７１に第１画像データＩＤ１の合成度合いが割り当てられ、高エネルギー用線質調整スライダ１７２に第２画像データＩＤ２の合成度合いが割り当てられる。線質調整用の調整手段の第１変形例および第２変形例によれば、ユーザは、第１画像データＩＤ１の合成度合いと第２画像データＩＤ２の合成度合いとを互いに独立に自由に設定することができる。

なお、調整手段としてダイヤルを用いる場合は、インクリメンタル型のロータリエンコーダを利用してもよいし、アブソリュート型のロータリエンコーダやポテンショメータを利用してもよい。

なお、輝度およびコントラストの調整は、合成処理の前に第１の管電圧ｋＶ１に対応する第１画像データＩＤ１にもとづくＸ線画像と第２の管電圧ｋＶ２に対応する第２画像データＩＤ２にもとづくＸ線画像とのそれぞれに対して別々に行ってもよいし、合成処理の後に合成処理で生成されたＸ線画像に対して行ってもよい。

Ｘ線診断装置１００の画像生成回路１２は、複数種の管電圧のそれぞれに対応する画像データを画像メモリ装置１１から取得し、これらの画像データどうしを合成処理することにより、Ｘ線画像を生成してＸ線画像モニタ１３に表示させることができる。

このため、たとえば本実施形態に係るＸ線診断装置１００を用いて胸部レントゲン検査を行った場合、ユーザは、まず、線質調整ダイヤル１７を右いっぱいにまわして高い第２の管電圧ｋＶ２に対応する第２画像データＩＤ２にもとづくＸ線画像を表示させることで、当初意図していた肺野を観察することができる。

また、当該Ｘ線画像において肺野以外の臓器に異常を認めた場合、ユーザは、Ｘ線撮影をやり直さずとも、線質調整ダイヤル１７を左に回していくだけで、当該臓器に適した線質のＸ線であたかも実際にＸ線撮影を行ったかのようなＸ線画像を観察することができる。したがって、Ｘ線診断装置１００によれば、Ｘ線撮影のやり直しの可能性を大幅に低減することができるとともに、骨組織から軟組織まで広いコントラストが得られ、診断価値の高いＸ線画像をユーザに提供することできる。このため、集団検診等の検査精度を上げ、初期病変の見落としを大幅に低減することができる。

（５．合成画像の初期画像）
次に、合成画像の初期画像について説明する。上述のとおり、ユーザは、Ｘ線画像操作パッド１４を介して、画像生成回路１２が合成処理によって生成するＸ線画像の輝度、コントラスト、および合成度合いを調整することができる。しかし、このように調整可能な項目が多いと、かえってユーザが調整にとまどってしまう場合が考えられる。そこで、Ｘ線診断装置１００は、これらの調整値の推奨値を自動的に初期値として設定し、これらの初期値にもとづくＸ線画像を初期画像としてＸ線画像モニタ１３に表示させてもよい。

まず、輝度とコントラストの推奨値の設定方法については、ピクセルデータのヒストグラムを分析することで推奨値を自動的に決めるなど、従来各種の方法が知られており、これらのうち任意の方法を使用することが可能である。

一方、合成度合いについては、通常の画像処理にはない概念であることと、病変の有無を判断する上で重要な意味を持つことから、推奨値の決定方法には工夫が必要となる。

合成度合いの推奨値の決定方法の１つは、新しい合成画像をＸ線画像モニタ１３に呼び出したときＸ線撮影の撮影部位および撮影目的の少なくとも一方にもとづいて合成度合いの初期値を推奨値として設定し、この初期値にもとづいて合成処理を行って合成画像の初期画像を表示する方法である。たとえば、上記の２種の管電圧を用いて胸部レントゲン撮影が行われた場合は、画像生成回路１２は、合成度合いの初期値は第１画像データＩＤ１が０％、第２画像データＩＤ２が１００％と設定するとよい。ユーザは、この初期画像を観察しながら、線質調整ダイヤル１７を操作することで、従来見落としていた病変を発見することが可能となる。

また、最近、Ｘ線診断装置にはアナトミカルプログラムを利用可能なものがある。アナトミカルプログラムには、撮影部位および撮影目的の少なくとも一方の情報と、管電圧などの撮影条件とが含まれており、ユーザは撮影部位や撮影目的を選択するだけで、当該部位や目的に適した撮影条件を利用できる。Ｘ線診断装置１００は、このアナトミカルプログラムを利用可能であってもよい。この場合、画像生成回路１２は、選択されたアナトミカルプログラムに含まれる撮影部位および撮影目的の少なくとも一方の情報にもとづいて合成度合いの初期値を設定することができる。

また、Ｘ線診断装置１００がアナトミカルプログラム方式の場合は、アナトミカルプログラムに含まれる撮影条件の管電圧を、Ｘ線撮影中に切り替えられる複数種の管電圧とするとともに、これらの管電圧の値を、撮影部位および撮影目的の少なくとも一方に応じて設定しておくとよい。この場合、ユーザは撮影部位や撮影目的を選択するだけで、当該部位や目的に適した複数種の管電圧のそれぞれにもとづく画像データを分類して保存させることができるとともに、これらの画像データを合成処理して生成したＸ線画像を観察することができる。

（５．病変を含む合成画像）
また、ユーザは、Ｘ線画像操作パッド１４を介して、合成度合いを調整することができるが、これは、１回のＸ線撮影を行うだけで、合成度合いを調整した多数の合成画像をユーザが観察可能であることを意味する。たとえ２種の管電圧しか用いなかったとしても、図７（ａ）および図７（ｂ）に示した変形例のように各画像データの合成度合いを独立に調整可能な場合、合成度合いが１０段階ずつだったとしても、１００通りの合成画像が生成可能となる。しかし、観察可能な合成画像の数が多くなると、ユーザが読影に要する時間が長くなってしまうことがある。

そこで、画像生成回路１２は、合成度合いの組み合わせにより生成される多数のＸ線画像から、機械学習を用いて、病変を含むＸ線画像を自動的に抽出してユーザに提示してもよい。機械学習としては、ＣＮＮ（畳み込みニューラルネットワーク）や畳み込み深層信念ネットワーク（ＣＤＢＮ：Convolutional Deep Belief Network）などの、多層のニューラルネットワークを用いた深層学習を用いてもよい。

以下の説明では、画像生成回路１２が深層学習を用いて病変を含むＸ線画像を自動的に抽出する場合の例を示す。

図９は、画像生成回路１２の一構成例を示すブロック図である。深層学習を利用する場合、図９に示すように、画像生成回路１２のプロセッサは、取得機能１２１および病変画像出力機能１２２を実現する。これらの各機能は、それぞれプログラムの形態で記憶回路に記憶されている。

取得機能１２１は、管電圧ごとに分類された画像データを取得する。

病変画像出力機能１２２は、管電圧ごとの画像データにもとづいて、画像データごとの合成度合いが互いに異なる複数のＸ線画像から病変を含むＸ線画像を抽出して出力する学習済みモデルに対して、管電圧ごとの画像データを入力することで、病変を含むＸ線画像を出力する。病変画像出力機能１２２は、処理部の一例である。

以下の説明では、画像生成回路１２が第１の管電圧ｋＶ１および第２の管電圧ｋＶ２のそれぞれに対応する第１画像データＩＤ１および第２画像データＩＤ２を用いる場合の例を示す。

図１０は、病変画像出力機能１２２の学習時におけるデータフローの一例を示す説明図である。

病変画像出力機能１２２は、トレーニングデータを多数入力されて深層学習を行うことにより、パラメータデータ２２を逐次的に更新する。

トレーニングデータは、トレーニング入力データ群３１を構成する第１画像データＩＤ１と第２画像データＩＤ２の組み３１１、３１２、３１３、・・・、と、画像データの組みに対応する確定診断結果４１１、４１２、４１３、・・・、により構成された教師データ群４１と、の組みからなる。確定診断結果４１１、４１２、４１３、・・・、のそれぞれは、対応する画像データの組の合成度合いが互いに異なる複数のＸ線画像に対する読影により実際に病変を含むと確定診断されたＸ線画像を少なくとも含み、さらに当該病変を含むＸ線画像における病変の位置を示すアノテーションや、当該病変を含むＸ線画像における合成度合いの情報を含んでもよい。

病変画像出力機能１２２は、トレーニングデータが与えられるごとに、第１画像データＩＤ１と第２画像データＩＤ２の組み３１１、３１２、３１３、・・・、をニューラルネットワーク２１で処理した結果が確定診断結果４１１、４１２、４１３、・・・、に近づくようにパラメータデータ２２を更新していく、いわゆる学習を行う。一般に、パラメータデータ２２の変化割合が閾値以内に収束すると、学習は終了と判断される。以下、学習後のパラメータデータ２２を特に学習済みパラメータデータ２２ｔという。

図１１は、病変画像出力機能１２２の運用時におけるデータフローの一例を示す説明図である。運用時には、病変画像出力機能１２２は、画像メモリ装置１１から読影対象となる被検体６を実際にＸ線撮影して得られた第１の管電圧ｋＶ１に対応する画像データ５１および第２の管電圧ｋＶ２に対応する画像データ５２を入力され、学習済みモデル２０を用いて病変を含む合成画像６１を出力する。そして、画像生成回路１２は、この病変を含む合成画像６１をＸ線画像モニタ１３に表示し、ユーザに提示する。図１１には、学習済みモデル２０がさらに、病変の位置を示すアノテーション６１ａと病変を含む合成画像６１における合成度合いの情報６２を出力する場合の例を示した。

なお、ニューラルネットワーク２１と学習済みパラメータデータ２２ｔは、学習済みモデル２０を構成する。ニューラルネットワーク２１は、プログラムの形態でＸ線診断装置１００の記憶回路に記憶される。学習済みパラメータデータ２２ｔは、Ｘ線診断装置１００の記憶回路に記憶されてもよいし、ネットワークを介してＸ線診断装置１００と接続された記憶媒体に記憶されてもよい。学習済みモデル２０（ニューラルネットワーク２１と学習済みパラメータデータ２２ｔ）がＸ線診断装置１００の記憶回路に記憶される場合、画像生成回路１２のプロセッサにより実現される、処理部の一例としての病変画像出力機能１２２は、Ｘ線診断装置１００の記憶回路から学習済みモデル２０を読み出して実行することで、第１の管電圧ｋＶ１に対応する画像データ５１および第２の管電圧ｋＶ２に対応する画像データ５２にもとづいて病変を含む合成画像６１を出力する。

なお、学習済みモデル２０は、ＡＳＩＣ（Application Specific Integrated Circuit）、ＦＰＧＡ（Field Programmable Gate Array）などの集積回路によって構築されてもよい。

画像生成回路１２が学習済みモデル２０を用いて病変を含むＸ線画像を自動的に抽出する場合、集団検診で得られる大量のＸ線画像であっても、自動的に病変を含む合成画像のサーベイを行って表示できる。このため、集団検診等の検査精度をさらに上げ、初期病変の見落としをさらに大幅に低減することができる。

なお、画像生成回路１２、Ｘ線画像モニタ１３、およびＸ線画像操作パッド１４は、画像処理装置としてＸ線診断装置１００とは独立に設けられてもよい。この場合、画像処理装置は、複数種の管電圧のそれぞれに対応する画像データを、Ｘ線診断装置１００の画像メモリ装置１１から、あるいはネットワークを介して接続された画像サーバなどのネットワーク上の記憶回路から、取得すればよい。

以上説明した少なくとも１つの実施形態によれば、１回のＸ線撮影で複数種の管電圧のそれぞれに対応する画像データを容易に取得することができる。

なお、上記実施形態において、「プロセッサ」という文言は、たとえば、専用または汎用のＣＰＵ（Central Processing Unit）、ＧＰＵ（Graphics Processing Unit）、または、特定用途向け集積回路（Application Specific Integrated Circuit：ＡＳＩＣ）、プログラマブル論理デバイス（たとえば、単純プログラマブル論理デバイス（Simple Programmable Logic Device：ＳＰＬＤ）、複合プログラマブル論理デバイス（Complex Programmable Logic Device：ＣＰＬＤ）、およびＦＰＧＡ）等の回路を意味するものとする。プロセッサは、記憶媒体に保存されたプログラムを読み出して実行することにより、各種機能を実現する。

また、上記実施形態では処理回路の単一のプロセッサが各機能を実現する場合の例について示したが、複数の独立したプロセッサを組み合わせて処理回路を構成し、各プロセッサが各機能を実現してもよい。また、プロセッサが複数設けられる場合、プログラムを記憶する記憶媒体は、プロセッサごとに個別に設けられてもよいし、１つの記憶媒体が全てのプロセッサの機能に対応するプログラムを一括して記憶してもよい。

なお、本発明のいくつかの実施形態を説明したが、これらの実施形態は、例として提示したものであり、発明の範囲を限定することは意図していない。これら実施形態は、その他の様々な形態で実施されることが可能であり、発明の要旨を逸脱しない範囲で、種々の省略、置き換え、変更を行うことができる。これら実施形態やその変形は、発明の範囲や要旨に含まれると同様に、特許請求の範囲に記載された発明とその均等の範囲に含まれるものである。

２ 制御回路
３ Ｘ線高電圧発生器
４ Ｘ線管
６ 被検体
７ ＡＥＣディテクタ
８ Ｘ線画像センサ
９ａ 積分器
１０ 画像信号切り替えスイッチ
１１ 画像メモリ装置
１２ 画像生成回路
１３ Ｘ線画像モニタ
１４ Ｘ線画像操作パッド
１５ 輝度調整ダイヤル
１６ コントラスト調整ダイヤル
１７ 線質調整ダイヤル
２０ 学習済みモデル
１００ Ｘ線診断装置
１１１ 画像メモリ
１１２ 画像メモリ
１２１ 取得機能
１２２ 病変画像出力機能

Claims (11)

1. 高電圧を発生するＸ線高電圧発生器と、
   前記Ｘ線高電圧発生器の出力電圧を印加されて被検体に対してＸ線を照射するＸ線管と、
   前記被検体を透過したＸ線を検出し、検出したＸ線にもとづく画像データを出力するＸ線画像センサと、
   前記被検体を透過したＸ線を検出し、検出したＸ線の強度に応じた信号を出力するＡＥＣ検出器と、
   前記ＡＥＣ検出器の出力信号の履歴にもとづいて、Ｘ線撮影中に前記出力電圧を第１の電圧から前記第１の電圧とは異なる第２の電圧に切り替えるよう前記Ｘ線高電圧発生器を制御する制御部と、
   前記制御部に制御されて、前記Ｘ線画像センサが出力する画像データを、前記出力電圧の値ごとに分類して記憶部に保存させる分類保存部と、
   前記画像データごとの合成度合いについてのユーザからの設定指示を受け付けるための合成度合い受付部と、
   前記合成度合い受付部を介してユーザに指示された合成度合いにもとづいて、前記出力電圧の値のそれぞれに対応する前記画像データどうしを合成処理することにより、Ｘ線画像を生成して表示部に表示させる画像生成部と、
   を備え、
   前記画像生成部は、
   前記出力電圧の値ごとに分類された、前記Ｘ線画像センサの出力する前記画像データを取得する取得部と、
   前記出力電圧の値ごとの前記画像データにもとづいて、前記画像データごとの前記合成度合いが互いに異なる複数の前記Ｘ線画像から病変を含む前記Ｘ線画像を抽出して出力する学習済みモデルに対して、前記出力電圧の値ごとの前記画像データを入力することで前記病変を含む前記Ｘ線画像を出力する処理部と、
   を含み、前記処理部により出力された前記病変を含む前記Ｘ線画像を前記表示部に表示させる、
   Ｘ線診断装置。
2. 前記制御部は、
   Ｘ線撮影開始時には前記第１の電圧を出力し、前記ＡＥＣ検出器の出力信号のＸ線撮影開始からの積算値が第１の閾値を超えると前記第２の電圧に前記出力電圧を切り替え、前記積算値が前記第１の閾値よりも大きい第２の閾値を超えると高電圧出力を停止するよう、前記Ｘ線高電圧発生器を制御し、
   前記第１の閾値と、前記第２の閾値と前記第１の閾値の差とは、ほぼ１：１の関係である、
   請求項１記載のＸ線診断装置。
3. 前記制御部は、
   Ｘ線撮影開始時には前記第１の電圧を出力し、前記ＡＥＣ検出器の出力信号のＸ線撮影開始からの積算値が第１の閾値を超えると前記第２の電圧に前記出力電圧を切り替え、前記積算値が前記第１の閾値よりも大きい第２の閾値を超えると高電圧出力を停止し、前記積算値が前記第１の閾値よりも大きく前記第２の閾値よりも小さい第３の閾値を超えると、前記第１の電圧および前記第２の電圧とは異なる第３の電圧に前記出力電圧を切り替えるよう前記Ｘ線高電圧発生器を制御し、
   前記第１の閾値と、前記第３の閾値と前記第１の閾値の差と、前記第２の閾値と前記第３の閾値の差とは、ほぼ１：１：１の関係である、
   請求項１記載のＸ線診断装置。
4. 複数の記憶部をさらに備え、
   前記分類保存部は、
   前記Ｘ線画像センサと前記複数の記憶部のそれぞれとを択一的に接続する切替手段を含み、
   前記制御部は、
   前記出力電圧の切り替えと同期して前記切替手段を制御し、前記画像データを前記出力電圧の値ごとに異なる記憶部に保存させることにより、前記出力電圧の値ごとに前記画像データを分類する、
   請求項１ないし３のいずれか１項に記載のＸ線診断装置。
5. 前記合成度合い受付部は、
   ユーザの操作量に応じた信号を出力する調整手段を含み、
   前記画像生成部は、
   前記調整手段の操作量と、前記合成度合いと、をあらかじめ関連付けた関連付け情報にもとづいて、ユーザによる前記調整手段の操作量に応じて前記合成処理を行う、
   請求項１ないし４のいずれか１項に記載のＸ線診断装置。
6. 前記合成度合い受付部は、
   前記調整手段を複数含み、
   複数の前記調整手段のそれぞれの操作量は、前記画像データのそれぞれの前記合成度合いに独立に関連付けられる、
   請求項５記載のＸ線診断装置。
7. 前記画像生成部は、
   Ｘ線撮影の撮影部位および撮影目的の少なくとも一方にもとづいて前記合成処理における前記画像データごとの前記合成度合いの初期値を設定し、前記合成度合いの初期値にもとづいて前記Ｘ線画像の初期画像を生成して前記表示部に表示させる、
   請求項１ないし６のいずれか１項に記載のＸ線診断装置。
8. 前記画像生成部は、
   アナトミカルプログラムにもとづいてＸ線撮影中に前記出力電圧を切り替えてＸ線撮影が実行されると、前記アナトミカルプログラムに含まれる情報にもとづいて前記画像データごとの前記合成度合いの初期値を設定する、
   請求項７記載のＸ線診断装置。
9. 前記アナトミカルプログラムは、撮影部位および撮影目的の少なくとも一方と、撮影条件と、を関連付けた情報を含むとともに、当該撮影条件には、撮影部位および撮影目的の少なくとも一方に応じて設定された、Ｘ線撮影中に切り替えられる前記出力電圧の値が含まれる、
   請求項８記載のＸ線診断装置。
10. Ｘ線高電圧発生器の出力電圧を印加されたＸ線管から被検体に対してＸ線を照射するステップと、
    前記被検体を透過したＸ線をＸ線画像センサが検出するステップと、
    前記被検体を透過したＸ線をＡＥＣ検出器が検出するステップと、
    前記ＡＥＣ検出器の出力信号の履歴に応じて、Ｘ線撮影中に前記出力電圧を第１の電圧から前記第１の電圧とは異なる第２の電圧に切り替えるよう前記Ｘ線高電圧発生器を制御するステップと、
    前記Ｘ線画像センサが出力する画像データを、前記出力電圧の値ごとに分類して記憶部に保存するステップと、
    前記画像データごとの合成度合いについてのユーザからの設定指示を受け付けるステップと、
    前記ユーザに指示された合成度合いにもとづいて、前記出力電圧の値のそれぞれに対応する前記画像データどうしを合成処理することにより、Ｘ線画像を生成して表示部に表示させるステップと、
    前記出力電圧の値ごとに分類された、前記Ｘ線画像センサの出力する前記画像データを取得するステップと、
    前記出力電圧の値ごとの前記画像データにもとづいて、前記画像データごとの前記合成度合いが互いに異なる複数の前記Ｘ線画像から病変を含む前記Ｘ線画像を抽出して出力する学習済みモデルに対して、前記出力電圧の値ごとの前記画像データを入力することで前記病変を含む前記Ｘ線画像を出力するステップと、
    当該病変を含む前記Ｘ線画像を前記表示部に表示させるステップと、
    を有するＸ線診断装置の制御方法。
11. 高電圧を発生するＸ線高電圧発生器と、前記Ｘ線高電圧発生器の出力電圧を印加されて被検体に対してＸ線を照射するＸ線管と、前記被検体を透過したＸ線を検出するＸ線画像センサと、前記被検体を透過したＸ線を検出するＡＥＣ検出器と、前記ＡＥＣ検出器の出力信号の履歴に応じて、Ｘ線撮影中に前記出力電圧を第１の電圧から前記第１の電圧とは異なる第２の電圧に切り替えるよう前記Ｘ線高電圧発生器を制御する制御部と、前記制御部に制御されて、前記Ｘ線画像センサが出力する画像データを、前記出力電圧の値ごとに分類して記憶部に保存させる分類保存部と、を有するＸ線診断装置により生成された、前記出力電圧の値のそれぞれに対応する前記画像データどうしを合成処理することにより、Ｘ線画像を生成して表示部に表示させる画像生成部と、
    前記合成処理における前記画像データごとの合成度合いについてのユーザからの設定指示を受け付けるための合成度合い受付部、と
    を備え、
    前記画像生成部は、
    前記合成度合い受付部を介してユーザに指示された合成度合いにもとづいて前記合成処理を行うことにより、前記Ｘ線画像を生成して前記表示部に表示させるとともに、
    前記画像生成部は、
    前記出力電圧の値ごとに分類された、前記Ｘ線画像センサの出力する前記画像データを取得する取得部と、
    前記出力電圧の値ごとの前記画像データにもとづいて、前記画像データごとの前記合成度合いが互いに異なる複数の前記Ｘ線画像から病変を含む前記Ｘ線画像を抽出して出力する学習済みモデルに対して、前記出力電圧の値ごとの前記画像データを入力することで前記病変を含む前記Ｘ線画像を出力する処理部と、
    を含み、前記処理部により出力された前記病変を含む前記Ｘ線画像を前記表示部に表示させる、
    画像処理装置。

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