JP2004347328A

JP2004347328A - Radiographic apparatus

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Publication number: JP2004347328A
Application number: JP2003141294A
Authority: JP
Inventors: Hironori Ueki; 広則植木; Yutaka Masuzawa; 裕鱒沢
Original assignee: Hitachi Ltd
Current assignee: Hitachi Ltd
Priority date: 2003-05-20
Filing date: 2003-05-20
Publication date: 2004-12-09
Anticipated expiration: 2023-05-20
Also published as: JP4206819B2

Abstract

【課題】デュアルエネルギー撮影データから被写体の組成情報を高速かつ精度良く検出できるＸ線撮影装置を提供する。
【解決手段】デュアルエネルギーＸ線撮影で取得した被写体の２種類の撮影データを変数とし、２変数より光電効果像及びコンプトン散乱像を直接導出する近似関数を使用する。光電効果像及びコンプトン散乱像を作成する際に必要な非線形連立方程式演算を省略し、演算速度の高速化及び演算精度の向上を図る。
【効果】被写体判別能を向上できる。
【選択図】図１An X-ray imaging apparatus capable of detecting composition information of a subject from dual energy imaging data at high speed and with high accuracy.
An approximate function for directly deriving a photoelectric effect image and a Compton scattering image from two variables is used with two types of imaging data of a subject acquired by dual energy X-ray imaging as variables. A non-linear simultaneous equation operation required when creating a photoelectric effect image and a Compton scattering image is omitted, and the operation speed is increased and the operation accuracy is improved.
[Effect] The subject discrimination ability can be improved.
[Selection diagram] Fig. 1

Description

【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明はＸ線撮影装置に関し、特にデュアルエネルギー法に基づいて被写体の組成に関する情報を高速かつ精度良く取得するための技術に関する。
【０００２】
【従来の技術】
デュアルエネルギー法は、異なる２つのエネルギースペクトルを有するＸ線によって取得された被写体のＸ線透過像に基づいて、被写体中における光電効果によるＸ線減衰量及びコンプトン散乱によるＸ線減衰量を導出する方法である。上記導出量に基づき、被写体の組成情報である原子番号及び密度が導出できるため、本技術は、例えば、空港や税関等において使用される爆発物検査装置等に適用されている。
【０００３】
特許文献１によれば、被写体透過後にＸ線検出器で検出されるＸ線の信号強度は（数１）で示される。
【０００４】
【数１】

但し、（数１）において、εはＸ線のエネルギー、Ｓ（ε）被写体に入射するＸ線のエネルギースペクトルである。（数１）において、Ｌ_ｐ及びＬ_ｃはそれぞれ光電効果によるＸ線減衰量、コンプトン散乱によるＸ線減衰量であり、それぞれ（数２）及び（数３）で示される。
【０００５】
【数２】

【数３】

但し、（数２）及び（数３）において、ｓをＸ線ビームライン上の位置とする。ρ（ｓ）、ｗ（ｓ）、Ｚ（ｓ）をそれぞれ位置ｓにおける被写体の密度、原子量、原子番号とする。更に、（数１）において、ｆ_ＫＮ（ε）は単一電子に対するコンプトン散乱確率であり、（数４）に示すＫｌｅｉｎ−Ｎｉｓｈｉｎａの式で与えられる。
【０００６】
【数４】

但し、（数４）においてα＝ε／ｍｃ^２（ｍは電子の静止質量、ｃは光速）とする。（数２）及び（数３）によれば、Ｌ_ｐ及びＬ_ｃはそれぞれＸ線の光電効果による減衰係数分布ａ_ｐ（ｓ）及びコンプトン散乱による減衰係数分布ａ_ｃ（ｓ）の積分値となっている。従って、被写体の全周方向から測定したＬ_ｐ及びＬ_ｃに対して公知のＣＴ再構成アルゴリズムを適用することにより、ａ_ｐ（ｓ）及びａ_ｃ（ｓ）が求まる。その結果、被写体の平均原子番号分布及び密度分布がそれぞれ（数５）及び（数６）で求まる。
【０００７】
【数５】

【数６】

デュアルエネルギー法では、高エネルギーのＸ線及び低エネルギーのＸ線を用いて取得した被写体の撮影信号Ｉ_Ｈ、Ｉ_Ｌより、Ｌ_ｐ及びＬ_ｃが導出される。このために、（数１）の近似式である（数７）及び（数８）が用いられる。
【０００８】
【数７】

【数８】

但し、Ｊ_Ｈ＝ｌｎＩ_Ｈ、Ｊ_Ｌ＝ｌｎＩ_Ｌとする。すなわち、撮影信号Ｉ_Ｈ、Ｉ_Ｌに対して非線形連立方程式（数７）及び（数８）を解いて、Ｌ_ｐ、Ｌ_ｃを求める。（数７）及び（数８）中の近似多項式の係数ｐ_０〜ｐ_７及びｑ_０〜ｑ_７は、組成及び密度が既知である８種類の被写体（以下、キャリブレーションファントムとする）の撮影信号を用いて決定される。例えば、ｐ_０〜ｐ_７は上記８種類のキャリブレーションファントムに対して取得した８つの撮影信号Ｊ_Ｈ［０］〜Ｊ_Ｈ［７］を用いて、（数９）に示される連立方程式より求まる。
【０００９】
【数９】

但し、（数９）において、Ｌ_ｐ［ｉ］、Ｌ_ｃ［ｉ］（ｉ＝０〜７）はそれぞれ（数１０）及び（数１１）で与えられる。
【００１０】
【数１０】

【数１１】

（数１０）及び（数１１）において、ｄ［ｉ］はｉ番目のキャリブレーションファントムの厚さとする。同様に、（数９）においてＪ_Ｈ［ｊ］をＪ_Ｌ［ｊ］（ｊ＝０〜７）、ｐ_ｊをｑ_ｊ（ｊ＝０〜７）と置き換えると係数ｑ_０〜ｑ_７が求まる。
【００１１】
【特許文献１】
米国特許第４０２９９６３明細書
【００１２】
【発明が解決しようとする課題】
従来のデュアルエネルギー法では、被写体の撮影信号より光電効果によるＸ線減衰係数Ｌ_ｐ、及び、コンプトン散乱によるＸ線減衰係数Ｌ_ｃを求めるために、（数７）及び（数８）で示される非線形連立方程式を解く必要がある。しかし、このような演算は計算量の増加を伴うばかりでなく、場合によっては上記Ｌ_ｐ、Ｌ_ｃの導出精度を低下させるという問題があった。これは（数７）及び（数８）で示される近似多項式の精度が十分でないために上記非線形連立方程式に多重解が発生し、その結果誤った解が選択されてしまうことがあるためである。これにより、例えば、爆発物検査装置において、その爆発物判別能が低下する等の問題があった。
【００１３】
本発明の目的は、デュアルエネルギー撮影データから被写体の組成情報を高速かつ精度良く検出できるＸ線撮影装置を提供することにある。
【００１４】
本発明の目的及び新規な特徴の詳細は、本明細書の記述及び添付図面によって明らかになるであろう。
【００１５】
【課題を解決するための手段】
本願において開示される発明のうち代表的な発明の概要を簡単に説明すれば、以下のとおりである。（数７）及び（数８）からなる非線形連立方程式を解く演算を省略するために、両式の逆関数を定義し、これらを次式で近似する。
【００１６】
【数１２】

【数１３】

但し、（数１２）、（数１３）において、Ｊ_Ｈｏ、Ｊ_Ｌｏはエアキャリブレーション後の投影データを対数変換したデータであり、それぞれＪ_Ｈｏ＝ｌｎ（Ｉ_ａｉｒ／Ｉ_Ｈ）、Ｊ_Ｌｏ＝ｌｎ（Ｉ_ａｉｒ／Ｉ_Ｌ）とする。（数１２）において、近似多項式の係数ｕ_０〜ｕ_６は７種類のキャリブレーションファントムに対して高エネルギー及び低エネルギーのＸ線によって取得した１４個の撮影データＪ_Ｈｏ［０］〜Ｊ_Ｈｏ［６］、Ｊ_Ｌｏ［０］〜Ｊ_Ｌｏ［６］を用いて（数１４）に示される連立方程式より求まる。
【００１７】
【数１４】

同様に、（数１４）において、Ｌ_ｐ［ｊ］をＬ_ｃ［ｊ］（ｊ＝０〜６）、ｕ_ｊをｖ_ｊ（ｋ＝０〜６）と置き換えることで、（数１３）に示される近似多項式の係数ｖ_０〜ｖ_６が求まる。（数１２）及び（数１３）を用いれば、検出信号Ｉ_Ｈ、Ｉ_Ｌより非線形連立方程式を介さずに直接Ｌ_ｐ、Ｌ_ｃが求まる。従って、非線形連立方程式の多重解に起因するＬ_ｐ、Ｌ_ｃの導出精度の低下を防止できる。
【００１８】
（数１２）及び（数１３）に示される近似多項式の精度を向上するために、上記キャリブレーションファントムの個数をＩ個（７＜Ｉ）に増加してもよい。この場合、最小２乗法を用いて多項式の係数ｕ_０〜ｕ_６、ｖ_０〜ｖ_６を導出できる。例えば、係数ｕ_０〜ｕ_６は、（数１２）の右辺による近似値をＬ_ｐ’と書き直すと、（数１５）にて決定できる。
【００１９】
【数１５】

（数１５）を計算すれば、係数ｕ_０〜ｕ_６は（数１６）に示す正規方程式の解として与えられる。
【００２０】
【数１６】

但し、ｔは転置行列を表すものとする。行列Ｘ、Ｙ、Ｕはそれぞれ（数１７）、（数１８）、（数１９）で与えられる。
【００２１】
【数１７】

【数１８】

【数１９】

同様に（数１８）、（数１９）において、Ｌ_ｐ［ｉ］をＬ_ｃ［ｉ］（ｉ＝０〜Ｉ−１）、ｕ_ｊをｖ_ｊ（ｊ＝０〜６）と置き換えることで、係数ｖ_０〜ｖ_６が求まる。このようにして最小２乗法を使用することで（数１２）及び（数１３）で示される近似関数に多数のキャリブレーションファントムの情報を反映できるため、近似精度を向上できる。
【００２２】
（数１２）、（数１３）による近似精度を更に向上するためには、変数Ｊ_Ｈｏ、Ｊ_Ｌｏによって規定される２次元空間を小区間ｋ（ｋ＝１〜Ｋ）に分割して、区間毎に近似係数ｕ_０（ｋ）〜ｕ_６（ｋ）、ｖ_０（ｋ）〜ｖ_６（ｋ）を導出しても良い。この場合、原子番号の近いキャリブレーションファントムに対するＪ_Ｈｏ［ｉ］、Ｊ_Ｌｏ［ｉ］の測定値が同一区間に包含されるように、２次元空間（Ｊ_Ｈｏ、Ｊ_Ｌｏ）を分割することが望ましい。このような分割により、分割区間内におけるＬ_ｐ、Ｌ_ｃの変化量を抑えることができるため、近似精度を向上できる。
【００２３】
図４は、本発明の実施例において、キャリブレーションファントムとして、ポリエチレン、アクリル、アルミニウム、銅、銀を使用した場合のＪ_Ｈｏ［ｉ］、Ｊ_Ｌｏ［ｉ］の測定結果を示した図である。但し、Ｊ_Ｈｏ［ｉ］、Ｊ_Ｌｏ［ｉ］測定時のＸ線管の管電圧をそれぞれ１６０、８０［ｋＶ］とした。図４によれば、同一組成のキャリブレーションファントムに対する測定値は、２次元座標（Ｊ_Ｈｏ、Ｊ_Ｌｏ）の原点をするほぼ直線上に位置することがわかる。但し、上記測定値の原点からの距離は、キャリブレーションファントムの厚さに比例して増大する性質がある。またキャリブレーションファントムの原子番号が増大するに従い、上記直線の傾きが小さくなる性質がある。従って、傾きα＝Ｊ_Ｈｏ／Ｊ_Ｌｏに応じて上記区間分割を行えば、原子番号の近いキャリブレーションファントム同士を同一区間内に収められる。具体的には、α＝０〜１をＫ分割するα_ｋ＝ｋ／Ｋ（ｋ＝１〜Ｋ）に対して、α_ｋ−１≦α＜α_ｋで示される空間をｋ番目の小区間とすればよい。このように２次元空間（Ｊ_Ｈｏ、Ｊ_Ｌｏ）を小区間に分割することで、各区間におけるＬ_ｐ、Ｌ_ｃの近似精度を向上できる。
【００２４】
【発明の実施の形態】
本発明のＸ線撮影装置は、異なる２種類のエネルギースペクトルを有するＸ線を放射するＸ線発生手段と、被写体透過後の２種類のＸ線を検出するＸ線検出手段とを有し、Ｘ線検出手段で検出された２種類の検出信号に基づいて、被写体の光電効果によるＸ線透過像及びコンプトン散乱によるＸ線透過像を生成する。
【００２５】
本発明のＸ線撮影装置は、更に、異なる組成及び／又は厚さを有する複数のＸ線吸収体に対して取得した上記２種類の検出信号を変数としてＸ線吸収体の光電効果によるＸ線減衰量を近似する第１の近似関数及び２種類の検出信号を変数としてＸ線吸収体のコンプトン散乱によるＸ線減衰量を近似する第２の近似関数を生成する近似関数生成手段と、近似関数生成手段によって生成された第１の近似関数及び第２の近似関数に基づいて、被写体の光電効果によるＸ線透過像及びコンプトン散乱によるＸ線透過像をそれぞれ生成するＸ線透過像近似手段を具備する。
【００２６】
本発明のＸ線撮影装置では、２種類の検出信号の組み合わせで規定される２次元空間を２種類の検出信号同士の比率に応じて複数の小区間に分割し、複数のＸ線吸収体に対して取得された２種類の検出信号のうち上記小区間付近に属するもののみを変数として、近似関数生成手段は小区間毎に第１の近似関数及び第２の近似関数を生成する。
【００２７】
本発明のＸ線撮影装置のＸ線透過像近似手段は、被写体に対して取得された２種類の検出信号が属する小区間を複数の小区間の中から選択する属性区間選択機能と、属性区間選択機能によって検出された小区間に対応する第１の近似関数及び第２の近似関数を用いて被写体の光電効果によるＸ線減衰量及びＸ線吸収体のコンプトン散乱によるＸ線減衰量をそれぞれ近似する機能を有する。
【００２８】
本発明のＸ線撮影装置は、２次元空間上の複数位置において予め第１の近似関数を用いて計算したＸ線吸収体の光電効果によるＸ線減衰量の値を記録する第１のテーブルと２次元空間上の複数位置において予め第２の近似関数を用いて計算したＸ線吸収体のコンプトン散乱によるＸ線減衰量の値を記録する第２のテーブルを有し、Ｘ線透過像近似手段は、被写体に対して取得された２種類の検出信号に対して参照される第１及び第２のテーブル値に基づいて被写体の光電効果によるＸ線減衰量及びＸ線吸収体のコンプトン散乱によるＸ線減衰量を近似する機能を有する。
【００２９】
本発明のＸ線撮影装置は、第１の近似関数及び第２の近似関数がそれぞれＮ個（但し、Ｎは２以上の自然数とする）のパラメータを有し、近似関数生成手段は、異なる組成及び／又は厚さを有するＮ個のＸ線吸収体に対して取得した２種類の検出信号とＸ線吸収体の光電効果によるＸ線減衰量との関係を表すＮ個の連立方程式を用いて第１の近似関数が有するＮ個のパラメータ値を決定する機能と、２種類の検出信号とＸ線吸収体のコンプトン散乱によるＸ線減衰量との関係を表すＮ個の連立方程式を用いて第２の近似関数が有するＮ個のパラメータ値を決定する機能とを有する。
【００３０】
本発明のＸ線撮影装置は、第１の近似関数及び第２の近似関数がそれぞれＮ個（但し、Ｎは２以上の自然数とする）のパラメータを有し、近似関数生成手段は、異なる組成及び／又は厚さを有するＭ個（但し、Ｎ＜Ｍとする）のＸ線吸収体に対して取得した２種類の検出信号とＸ線吸収体の光電効果によるＸ線減衰量との関係を最小２乗近似することで第１の近似関数が有するＮ個のパラメータ値を決定する機能と、２種類の検出信号とＸ線吸収体のコンプトン散乱によるＸ線減衰量との関係を最小２乗近似することで第２の近似関数が有するＮ個のパラメータ値を決定する機能とを有する。
【００３１】
本発明のＸ線撮影装置は、被写体の全周方向から２種類の検出信号を取得するためのスキャン手段と、全周方向から取得した２種類の検出信号よりＸ線透過像近似手段を用いて生成した被写体の光電効果によるＸ線透過像及びコンプトン散乱によるＸ線透過像に基づいて被写体の光電効果によるＸ線減衰分布の断層像及び被写体のコンプトン散乱によるＸ線減衰分布の断層像を生成するＸ線断層像生成手段を有する。また、このＸ線断層像生成手段は、Ｘ線断層像生成手段により生成された被写体の光電効果によるＸ線減衰分布の断層像及び被写体のコンプトン散乱によるＸ線減衰分布の断層像に基づいて、被写体の原子番号分布の断層像及び密度分布の断層像を生成する機能を有する。
【００３２】
以下、本発明の実施例を図面に基づいて詳細に説明する。
【００３３】
図１は、本発明の実施例のＸ線撮影装置の正面から見た模式図と装置の各部を説明する図である。本実施例のＸ線撮影装置は、Ｘ線管１、Ｘ線検出器２、回転板３、ベルトコンベアー４、駆動モーター５、駆動ベルト６、ガントリー７、撮影制御手段１００、操作卓１０１、エアキャリブレーション手段１１０、フレームメモリ１１１、信号変換手段１１２、画像再構成手段１１３、危険物判別手段１１４、画像表示手段１１５、メモリ１２０、変換テーブル作成手段１２１、変換テーブル用メモリ１２２、ファントム特性値演算手段１２３等から構成される。
【００３４】
以下では、Ｘ線管１及びＸ線検出器２を合わせて撮影系と呼ぶ。撮影系は回転板３に固定されている。駆動モーター５は駆動ベルト６を介して回転板３及び撮影系全体を回転する。撮影系は上記回転中に被写体１０に対して全周方向からＸ線を照射し、そのＸ線透過像を撮影する。
【００３５】
図１において、Ｘ線管１のＸ線発生点とＸ線検出器２のＸ線入力面との距離の代表例は１６００［ｍｍ］である。ガントリー７の中央には被写体１０及びベルトコンベアー４を配置するための円形の開口部８が設けられている。開口部８の直径の代表例は９００［ｍｍ］である。回転板３の１回転の所要時間の代表例は１．０［ｓ］である。Ｘ線検出器２にはシンチレータ及びフォトダイオード等から構成される公知のＸ線検出器が使用される。Ｘ線検出器２は、Ｘ線管１から略等距離である円弧上に図示しない多数の検出素子を有しており、その素子数（以下、チャネル数とする）の代表例は９５０個である。各検出素子のチャネル方向のサイズの代表例は２［ｍｍ］である。撮影系の１回転における撮影回数の代表例は９００回であり、回転板３が０．４度回転する毎に１回の撮影が行われる。
【００３６】
次に、本実施例のＸ線撮影装置の動作を説明する。本Ｘ線撮影装置には、本撮影モード及びキャリブレーション撮影モードの２種類の撮影モードが用意されている。本撮影モード及びキャリブレーション撮影モードの選択は、検者が操作卓１１０を通して指示する。なお、図１では、本撮影モード時におけるデータの流れを実線で、キャリブレーション撮影時におけるデータの流れを破線で示してある。以下、両撮影モードにおける動作を説明する。
【００３７】
まず、本撮影モードにおける本Ｘ線撮影装置の動作を説明する。検者は操作卓１０１を通して被写体１０の撮影位置を指定した後に撮影開始を指示する。撮影開始が指示されると、ベルトコンベアー４は被写体１０を回転板３に対して略垂直な方向に移動する。そして被写体１０の撮影位置が上記指定値と一致した時点で移動を停止し、被写体１０の配置を終了する。一方、撮影制御手段１００は撮影開始が指示されると同時に駆動モーター５を介して回転板３の回転を開始する。回転板３の回転が定速状態に入り、かつ被写体１０の上記配置が終了した時点で撮影制御手段１００はＸ線管１のＸ線照射タイミング及びＸ線検出器２の撮影タイミングを指示し、撮影を開始する。
【００３８】
撮影は回転板３が２回転する期間中行われ、前半の回転ではＸ線管１の管電圧が高管電圧に、また後半の回転ではＸ線管１の管電圧が低管電圧に設定される。撮影制御手段１００は上記前半の回転が終了すると同時にＸ線管１の管電圧を高管電圧から低管電圧に切り替える。なお、上記電圧は撮影に先立って検者により指定される。指定される管電圧値の代表例は１６０［ｋＶ］（高管電圧）及び８０［ｋＶ］（低管電圧）である。
【００３９】
次に、エアキャリブレーション手段１１０は、取得された撮影データに対して公知のエアキャリブレーション処理を行い、結果をフレームメモリ１１１に記録する。
【００４０】
次に、信号変換手段１１２は、フレームメモリ１１１より高管電圧撮影時の撮影データ及び低管電圧撮影時の撮影データを読み出し、後述する方法を用いてこれらを光電効果及びコンプトン散乱によるＸ線減衰量の値に変換する。
【００４１】
次に、画像再構成手段１１３は上記変換後の撮影データに基づき、公知のＣＴ画像再構成アルゴリズムを用いて被写体１０の光電効果によるＸ線減衰係数の断層像、及び、コンプトン散乱によるＸ線減衰係数の断層像を生成する。また画像再構成手段１１３は、上記断層像を（数５）及び（数６）を用いて被写体１０の原子番号の断層像及び密度の断層像に変換する。
【００４２】
次に、危険物判別手段１１４は上記原子番号及び密度の断層像に基づき、公知の技術を用いて被写体１０中に爆発物等の危険物が含まれるかどうかを判断する。
【００４３】
最後に、画像表示手段１１５は、上記断層像を表示すると同時に断層像中の危険物部分に対して着色等の強調表示を行い、検者に危険物の有無に関する情報を提供する。
【００４４】
次に、キャリブレーション撮影モードにおける本Ｘ線撮影装置の動作について説明する。キャリブレーション撮影時には、ベルトコンベアー４及び被写体１０が取り除かれ、代わりに開口部８の中央部に図示しないキャリブレーションファントムが配置される。キャリブレーションファントムは、略均一な材質及び厚さで形成された板状の物質であり、その材質、密度、厚さが既知である材料が使用される。キャリブレーションファントムの材質の代表例は、ポリエチレン、アクリル、アルミニウム、銅、銀等である。各材質のキャリブレーションファントムに対して様々な厚さを有するファントムが用意される。以下では、このようなキャリブレーションファントムが全部でＩ個存在するものとする。
【００４５】
各キャリブレーションファントムの材質、密度、厚さの情報は検者によって操作卓１０１を通して入力される。ファントム特性値演算手段１２３は上記入力値に基づいて、ｉ番目（ｉ＝０〜Ｉ−１）に測定されたファントムの、光電効果によるＸ線減衰量Ｌ_ｐ［ｉ］及びコンプトン散乱によるＸ線減衰量Ｌ_ｃ［ｉ］をそれぞれ（数１０）及び（数１１）を用いて計算し、メモリ１２０に記録する。一方検者は、各キャリブレーションファントムを開口部８の中央部に配置した後に、操作卓１０１を通して撮影開始の指示を行う。
【００４６】
撮影開始が指示されると、撮影制御手段１００はＸ線管１のＸ線照射タイミングを指示し、撮影を開始する。但し、このとき回転板３は回転されず、Ｘ線管１は上方に固定されているものとする。撮影は２回行われ、１回目の撮影ではＸ線管１の管電圧が高管電圧に、２回目の撮影ではＸ線管１の管電圧が低管電圧に設定される。
【００４７】
但し、これら管電圧の設定値は本撮影モードにおいて使用される管電圧と同一とする。上記２回の撮影においては、Ｘ線検出器２の中央のチャネルにおける撮影データのみが読み出される。但し、上記中央チャネルでは各キャリブレーションファントムの厚み方向を透過した後のＸ線が検出されるものとする。
【００４８】
読み出された撮影データは、エアキャリブレーション手段１１０によって公知のエアキャリブレーション処理が行われた後にメモリ１２０に記録される。以上の処理はＩ種類の全てのキャリブレーションファントムに対して行われる。このときメモリ１２０には、各キャリブレーションファントムに対して計算された光電効果によるＸ線減衰量Ｌ_ｐ［ｉ］及びコンプトン散乱によるＸ線減衰量Ｌ_ｃ［ｉ］と、高管電圧撮影時の撮影データＪ_Ｈｏ［ｉ］及び低管電圧撮影時の撮影データＪ_Ｌｏ［ｉ］が全て記録されている。
【００４９】
次に、上記全データの記録が終了すると、変換テーブル作成手段１２１は後述する方法を用いて（数１２）及び（数１３）に示される変換関数の係数ｕ_０〜ｕ_６、ｖ_０〜ｖ_６を導出し、結果を変換テーブル用メモリ１２２に記録する。
【００５０】
図２は、本発明の実施例のＸ線撮影装置の信号変換手段１１２における処理手順を説明するための図である。但し、信号変換処理手段１１２は、専用演算器や汎用演算器を用いたソフトウェア処理等で実現される。既に説明したように、本撮影モードでは被写体１０の高管電圧撮影データ及び低管電圧撮影データが取得される。
【００５１】
これらの撮影データはそれぞれエアキャリブレーション手段１１０によって公知のエアキャリブレーション処理が施された後に、それぞれフレームメモリ１１１ａ、１１１ｂに記録される。以下では、フレームメモリ１１１ａ、１１１ｂに記録されたデータをそれぞれＪ_Ｈｏ（ｍ、θ_ｎ）、Ｊ_Ｌｏ（ｍ、θ_ｎ）と表す。但し、ｍはＸ線検出器２のチャネル番号を表し、θ_ｎはＣＴ計測時のｎ回目の撮影におけるＸ線管１の回転角度を表すものとする。
【００５２】
信号変換処理手段１１２では、まず、同一チャネルｎ及び同一の撮影角度θ_ｎにおいて取得された２つの撮影データＪ_Ｈｏ（ｍ、θ_ｎ）、Ｊ_Ｌｏ（ｍ、θ_ｎ）がそれぞれフレームメモリ１１１ａ及び１１１ｂより読み出され、両者の比率α＝Ｊ_Ｈｏ（ｍ、θ_ｎ）／Ｊ_Ｌｏ（ｍ、θ_ｎ）が計算される（ステップ２００）。
【００５３】
次に、α_ｋ−１≦α＜α_ｋを満たすｋが導出される（ステップ２０１）。但し、α_ｋ（ｋ＝０〜Ｋ）は、図４に示したＫ個の小区間を規定するパラメータであり、予め設定された値が使用される。ステップ２０１で導出されたｋは、上記２つの撮影データが属する小区間の番号に相当する。
【００５４】
次に、上記小区間ｋにおける変換関数の係数ｕ_０［ｋ］〜ｕ_６［ｋ］、ｖ_０［ｋ］〜ｖ_６［ｋ］がそれぞれメモリ１１２ａ及び１１２ｂより読み出される（ステップ２０２）。
【００５５】
最後に、上記係数及び（数１２）、（数１３）に示される変換関数を用いて、光電効果減衰量Ｌ_ｐ（ｍ、θ_ｎ）及びコンプトン散乱減衰量Ｌ_ｃ（ｍ、θ_ｎ）が計算される（ステップ２０３）。
【００５６】
信号変換処理手段１１２におけるステップ２００〜２０３の処理は、全てのｍ（ｍ＝１〜Ｍ）とθ_ｎ（ｎ＝１〜Ｎ）の組み合わせに対して行われ、処理結果は画像再構成手段１１３に入力される。
【００５７】
図３は、本発明の実施例のＸ線撮影装置の変換テーブル作成手段１２１における処理手順を説明するための図である。但し、変換テーブル作成手段１２１は、専用演算器や汎用演算器を用いたソフトウェア処理等で実現される。既に説明したように、キャリブレーション撮影モードではＩ種類のキャリブレーションファントムに対して、高管電圧撮影データ及び低管電圧撮影データが取得される。
【００５８】
これらの撮影データはそれぞれエアキャリブレーション手段１１０によって公知のエアキャリブレーション処理が施された後に、メモリ１２０ａに記録される。以下では、メモリ１２０ａに記録された高管電圧撮影データ及び低管電圧撮影データをそれぞれＪ_Ｈｏ［ｉ］、Ｊ_Ｌｏ［ｉ］と表す。但し、ｉはキャリブレーションファントムの番号（ｉ＝０〜Ｉ−１）とする。
【００５９】
一方、ファントム特性値演算手段１２３は、各ファントムの光電効果によるＸ線減衰量Ｌ_ｐ［ｉ］及びコンプトン散乱によるＸ線減衰量Ｌ_ｃ［ｉ］をそれぞれ（数１０）及び（数１１）を用いて計算し、メモリ１２０ｂに記録する。変換テーブル作成手段１２１では、まず、同一キャリブレーションファントムに対して取得された２つの撮影データＪ_Ｈｏ［ｉ］、Ｊ_Ｌｏ［ｉ］がメモリ１２０ａより読み出され、両者の比率α［ｉ］＝Ｊ_Ｈｏ［ｉ］／Ｊ_Ｌｏ［ｉ］が計算される（ステップ３００）。
【００６０】
次に、各α［ｉ］に対してαｋ−１≦α［ｉ］＜α_ｋを満たすｋが導出される。このときキャリブレーションファントムｉは集合Ｃ_ｋに属する要素として登録される。但し、Ｃ_ｋは小区間ｋに属するキャリブレーションファントムで構成される集合とする（ステップ３０１）。なお、ステップ３００及び３０１は全てのキャリブレーションファントムｉ（ｉ＝０〜Ｉ−１）に対して繰り返し実行される。
【００６１】
次に、ｉ∈Ｃ_ｋを満たすＪ_Ｈｏ［ｉ］、Ｊ_Ｌｏ［ｉ］がメモリ１２０ａより読み出され、（数１７）に示される行列Ｘが作成される（ステップ３０２）。
【００６２】
一方、ｉ∈Ｃ_ｋを満たすＬ_ｐ［ｉ］、Ｌ_ｃ［ｉ］がメモリ１２０ｂより読み出され、（数１７）で示される行列Ｙが作成される（ステップ３０３）。
【００６３】
最後に、作成された行列Ｘ、Ｙを用いて、（数１６）より小区間ｋにおける変換関数の係数ｕ_０［ｋ］〜ｕ_６［ｋ］及びｖ_０［ｋ］〜ｖ_６［ｋ］が計算され、計算結果がそれぞれメモリ１１２ａ及び１１２ｂに書き込まれる（ステップ３０４）。なお、ステップ３０２〜３０４は全ての小区間ｋ（ｉ＝１〜Ｋ）に対して繰り返し実行される。
【００６４】
以上説明した本実施例のＸ線撮影装置を用いれば、被写体１０に対して高管電圧及び低管電圧で撮影した２種類の撮影データを、非線形連立方程式を介すことなく、光電効果によるＸ線減衰量及びコンプトン散乱によるＸ線減衰量のデータに容易に変換できる。従って、上記変換に伴う演算量を減少し、演算速度を向上できる。また多重解が発生する等、非線形連立方程式を用いる従来法に特有の問題が回避されるため、計算精度を向上できる。更に変換関数に多数のキャリブレーションファントムの情報を反映できること、小区間毎に変換関数を作成できること等により、変換関数の近似精度を高め、変換時の計算精度を向上できる。その結果、本Ｘ線撮影装置による爆発物判別能を向上できる。
【００６５】
なお、本実施例では、撮影データ取得時に信号変換手段１１２において数１２、１３に示される変換関数を演算しているが、予め様々な撮影データの組み合わせに対して上記変換関数を用いて計算した結果を変換テーブル用メモリ１２２に記録しておいても良い。このとき信号変換手段１１２では、高管電圧及び低管電圧で撮影した２種類の撮影データに応じて、該当する撮影データに対して予め計算された信号変換後の値、すなわち、光電効果によるＸ線減衰量及びコンプトン散乱によるＸ線減衰量を変換テーブル用メモリ１２２より読み出して信号変換を行う。このため、変換テーブル用メモリ１２２の参照のみで上記信号変換を行えるので、高速に変換できる利点がある。
【００６６】
また本実施例では、本発明によるＸ線撮影装置の一例としてＸ線ＣＴ装置の例を示したが、デュアルエネルギー法に基づいて被写体の光電効果によるＸ線吸収量及びコンプトン散乱によるＸ線吸収量の２次元イメージを作成する一般のＸ線撮影装置等に本発明を適用しても良いことは言うまでもない。
【００６７】
本発明では、デュアルエネルギーＸ線撮影で取得した被写体の２種類の撮影データを変数とし、２変数より光電効果像及びコンプトン散乱像を直接導出する近似関数を使用し、光電効果像及びコンプトン散乱像を作成する際に必要な非線形連立方程式演算を省略し、演算速度の高速化でき演算精度を向上できる。この結果、被写体の光電効果像及びコンプトン散乱像を高速かつ精度良く生成でき、被写体判別能を向上できる。
【００６８】
【発明の効果】
本発明によれば、デュアルエネルギー撮影機能を有するＸ線撮影装置において、被写体の光電効果によるＸ線透過像及びコンプトン散乱によるＸ線透過像を高速かつ精度良く生成でき、Ｘ線透過像に基づく被写体判別能を向上できる。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明の実施例のＸ線撮影装置の正面から見た模式図と装置の各部を説明する図。
【図２】本発明の実施例のＸ線撮影装置の信号変換手段における処理手順を説明するための図。
【図３】本発明の実施例のＸ線撮影装置の変換テーブル作成手段における処理手順を説明するための図。
【図４】本発明の実施例において、ポリエチレン、アクリル、アルミニウム、銅、銀に対して取得した、高管電圧撮影時のＸ線透過データ及び低管電圧撮影時のＸ線透過データの測定結果を２次元プロットした図。
【符号の説明】
１…Ｘ線管、２…Ｘ線検出器、３…回転板、４…ベルトコンベアー、５…駆動モーター、６…駆動ベルト、７…ガントリー、８…円形の開口部、１０…被写体、１００…撮影制御手段、１０１…操作卓、１１０…エアキャリブレーション手段、１１１…フレームメモリ、１１２…信号変換手段、１１３…画像再構成手段、１１４…危険物判別手段、１１５…画像表示手段、１２０…メモリ、１２１…変換テーブル作成手段、１２２…変換テーブル用メモリ、１２３…ファントム特性値演算手段。[0001]
TECHNICAL FIELD OF THE INVENTION
The present invention relates to an X-ray imaging apparatus, and more particularly to a technique for acquiring information on the composition of a subject at high speed and with high accuracy based on a dual energy method.
[0002]
[Prior art]
The dual energy method is a method of deriving an X-ray attenuation amount due to a photoelectric effect and an X-ray attenuation amount due to Compton scattering in an object based on an X-ray transmission image of the object acquired by X-rays having two different energy spectra. It is. Since the atomic number and the density, which are the composition information of the subject, can be derived based on the derived amount, the present technology is applied to, for example, an explosives inspection device used at airports, customs, and the like.
[0003]
According to Patent Literature 1, the signal intensity of an X-ray detected by an X-ray detector after transmission through a subject is represented by (Equation 1).
[0004]
(Equation 1)

Here, in (Equation 1), ε is the energy of the X-ray, and S (ε) is the energy spectrum of the X-ray incident on the subject. In (Equation 1), L _p And L _c Are the X-ray attenuation due to the photoelectric effect and the X-ray attenuation due to Compton scattering, respectively, and are shown by (Equation 2) and (Equation 3), respectively.
[0005]
(Equation 2)

[Equation 3]

However, in (Equation 2) and (Equation 3), s is a position on the X-ray beam line. Let ρ (s), w (s), and Z (s) be the density, atomic weight, and atomic number of the subject at the position s, respectively. Further, in (Equation 1), f _KN (Ε) is the Compton scattering probability for a single electron and is given by the Klein-Nishina equation shown in (Equation 4).
[0006]
(Equation 4)

However, in (Equation 4), α = ε / mc ² (M is the rest mass of the electron, c is the speed of light). According to (Equation 2) and (Equation 3), L _p And L _c Are the attenuation coefficient distributions a due to the photoelectric effect of X-rays, respectively. _p (S) and the attenuation coefficient distribution a due to Compton scattering a _c This is the integral value of (s). Therefore, L measured from all directions around the subject _p And L _c By applying a known CT reconstruction algorithm to _p (S) and a _c (S) is obtained. As a result, the average atomic number distribution and the density distribution of the subject are obtained by (Equation 5) and (Equation 6), respectively.
[0007]
(Equation 5)

(Equation 6)

In the dual energy method, an imaging signal I of a subject obtained using high-energy X-rays and low-energy X-rays is used. _H , I _L Than L _p And L _c Is derived. For this purpose, (Expression 7) and (Expression 8), which are approximations of (Expression 1), are used.
[0008]
(Equation 7)

(Equation 8)

Where J _H = LnI _H , J _L = LnI _L And That is, the photographing signal I _H , I _L Solve the nonlinear simultaneous equations (Equation 7) and (Equation 8) for _p , L _c Ask for. The coefficient p of the approximate polynomial in (Equation 7) and (Equation 8) ₀ ~ P ₇ And q ₀ ~ Q ₇ Is determined using imaging signals of eight types of subjects (hereinafter, referred to as calibration phantoms) whose compositions and densities are known. For example, p ₀ ~ P ₇ Are the eight photographing signals J obtained for the above eight kinds of calibration phantoms. _H [0] to J _H It is obtained from the simultaneous equations shown in (Equation 9) using [7].
[0009]
(Equation 9)

However, in (Equation 9), L _p [I], L _c [I] (i = 0 to 7) is given by (Equation 10) and (Equation 11), respectively.
[0010]
(Equation 10)

(Equation 11)

In (Equation 10) and (Equation 11), d [i] is the thickness of the i-th calibration phantom. Similarly, in (Equation 9), J _H [J] is J _L [J] (j = 0-7), p _j To q _j (J = 0 to 7) and the coefficient q ₀ ~ Q ₇ Is found.
[0011]
[Patent Document 1]
US Patent No. 4029963
[0012]
[Problems to be solved by the invention]
In the conventional dual energy method, an X-ray attenuation coefficient L due to a photoelectric effect is obtained from a photographing signal of a subject. _p And the X-ray attenuation coefficient L due to Compton scattering _c In order to obtain, it is necessary to solve the nonlinear simultaneous equations represented by (Equation 7) and (Equation 8). However, such an operation not only involves an increase in the amount of calculation, but also in some cases the above L _p , L _c However, there is a problem that the derivation accuracy of is reduced. This is because the approximation polynomials represented by (Equation 7) and (Equation 8) are not sufficiently accurate, and multiple solutions are generated in the nonlinear simultaneous equations, and as a result, an incorrect solution may be selected. . As a result, for example, the explosives inspection apparatus has a problem that the explosives discriminating ability is reduced.
[0013]
An object of the present invention is to provide an X-ray imaging apparatus capable of detecting composition information of a subject from dual energy imaging data at high speed and with high accuracy.
[0014]
Details of the objects and novel features of the present invention will become apparent from the description of the present specification and the accompanying drawings.
[0015]
[Means for Solving the Problems]
The outline of a representative invention among the inventions disclosed in the present application will be briefly described as follows. In order to omit the operation for solving the nonlinear simultaneous equations consisting of (Equation 7) and (Equation 8), the inverse functions of both equations are defined, and these are approximated by the following equations.
[0016]
(Equation 12)

(Equation 13)

However, in (Equation 12) and (Equation 13), J _Ho , J _Lo Is the logarithmically converted data of the projection data after air calibration. _Ho = Ln (I _air / I _H ), J _Lo = Ln (I _air / I _L ). In (Equation 12), the coefficient u of the approximate polynomial ₀ ~ U ₆ Shows 14 pieces of imaging data J obtained by high-energy and low-energy X-rays for seven types of calibration phantoms. _Ho [0] to J _Ho [6], J _Lo [0] to J _Lo It is obtained from the simultaneous equations shown in (Equation 14) using [6].
[0017]
[Equation 14]

Similarly, in (Equation 14), L _p [J] is L _c [J] (j = 0 to 6), u _j V _j (K = 0 to 6), the coefficient v of the approximate polynomial shown in (Equation 13) is obtained. ₀ ~ V ₆ Is found. By using (Equation 12) and (Equation 13), the detection signal I _H , I _L L directly without going through a more nonlinear system of equations _p , L _c Is found. Therefore, L due to multiple solutions of the system of nonlinear equations _p , L _c Can be prevented from deteriorating.
[0018]
In order to improve the accuracy of the approximation polynomials shown in (Equation 12) and (Equation 13), the number of the calibration phantoms may be increased to I (7 <I). In this case, the coefficient u of the polynomial is calculated using the least squares method. ₀ ~ U ₆ , V ₀ ~ V ₆ Can be derived. For example, the coefficient u ₀ ~ U ₆ Is an approximation of the right side of (Equation 12) to L _p By rewriting ', it can be determined by (Equation 15).
[0019]
(Equation 15)

By calculating (Equation 15), the coefficient u ₀ ~ U ₆ Is given as a solution of the normal equation shown in (Equation 16).
[0020]
(Equation 16)

Here, t represents a transposed matrix. The matrices X, Y, and U are given by (Equation 17), (Equation 18), and (Equation 19), respectively.
[0021]
[Equation 17]

(Equation 18)

[Equation 19]

Similarly, in (Equation 18) and (Equation 19), L _p [I] is L _c [I] (i = 0 to I−1), u _j To v _j (J = 0 to 6), the coefficient v ₀ ~ V ₆ Is found. By using the least-squares method in this way, the information of a large number of calibration phantoms can be reflected in the approximation functions represented by (Equation 12) and (Equation 13), so that the approximation accuracy can be improved.
[0022]
In order to further improve the approximation accuracy by (Equation 12) and (Equation 13), the variable J _Ho , J _Lo Is divided into small sections k (k = 1 to K), and an approximation coefficient u is set for each section. ₀ (K) -u ₆ (K), v ₀ (K) to v ₆ (K) may be derived. In this case, J for a calibration phantom with a close atomic number _Ho [I], J _Lo The two-dimensional space (J _Ho , J _Lo ) Is desirable. By such a division, L in the division section _p , L _c , The approximation accuracy can be improved.
[0023]
FIG. 4 shows J in the case of using polyethylene, acrylic, aluminum, copper, and silver as the calibration phantom in the embodiment of the present invention. _Ho [I], J _Lo It is the figure which showed the measurement result of [i]. Where J _Ho [I], J _Lo [I] The tube voltage of the X-ray tube at the time of measurement was 160 and 80 [kV], respectively. According to FIG. 4, the measured values for the calibration phantom of the same composition are represented by two-dimensional coordinates (J _Ho , J _Lo It can be seen that it is located on a substantially straight line that is the origin of ()). However, the distance of the measured value from the origin has a property of increasing in proportion to the thickness of the calibration phantom. Also, there is a property that the slope of the straight line becomes smaller as the atomic number of the calibration phantom increases. Therefore, the inclination α = J _Ho / J _Lo , The calibration phantoms having similar atomic numbers can be included in the same section. Specifically, α = 0 to 1 is K-divided into α _k = K / K (k = 1 to K), α _k-1 ≤α <α _k May be set as the k-th subsection. Thus, the two-dimensional space (J _Ho , J _Lo ) Is divided into small sections, so that L in each section _p , L _c Approximation accuracy can be improved.
[0024]
BEST MODE FOR CARRYING OUT THE INVENTION
An X-ray imaging apparatus according to the present invention includes an X-ray generation unit that emits X-rays having two different types of energy spectra, and an X-ray detection unit that detects two types of X-rays after transmission through a subject. An X-ray transmission image based on the photoelectric effect of the subject and an X-ray transmission image based on Compton scattering are generated based on the two types of detection signals detected by the line detection unit.
[0025]
The X-ray imaging apparatus according to the present invention further includes an X-ray imaging device using the photoelectric conversion effect of the X-ray absorber using the above two types of detection signals acquired for a plurality of X-ray absorbers having different compositions and / or thicknesses as variables. Approximation function generating means for generating a first approximation function for approximating the attenuation and a second approximation function for approximating the X-ray attenuation by Compton scattering of the X-ray absorber using the two types of detection signals as variables; X-ray transmission image approximation means for generating an X-ray transmission image by photoelectric effect and an X-ray transmission image by Compton scattering of the subject based on the first approximation function and the second approximation function generated by the generation means, respectively. I do.
[0026]
In the X-ray imaging apparatus according to the present invention, the two-dimensional space defined by the combination of the two types of detection signals is divided into a plurality of small sections in accordance with the ratio between the two types of detection signals, and the plurality of X-ray absorbers are used. The approximation function generation means generates a first approximation function and a second approximation function for each of the small sections, using only the signals belonging to the vicinity of the small section among the two types of detection signals acquired as variables.
[0027]
The X-ray transmission image approximation means of the X-ray imaging apparatus according to the present invention includes: an attribute section selecting function of selecting a small section to which two types of detection signals acquired for a subject belong from a plurality of small sections; The first approximation function and the second approximation function corresponding to the small section detected by the selection function are used to approximate the X-ray attenuation by the photoelectric effect of the subject and the X-ray attenuation by Compton scattering of the X-ray absorber, respectively. It has a function to do.
[0028]
The X-ray imaging apparatus according to the present invention includes a first table that records the value of the amount of X-ray attenuation due to the photoelectric effect of the X-ray absorber calculated in advance at a plurality of positions in a two-dimensional space using the first approximation function. An X-ray transmission image approximating means having a second table for recording values of X-ray attenuation due to Compton scattering of the X-ray absorber previously calculated at a plurality of positions in a two-dimensional space using a second approximation function; Are the X-ray attenuation by the photoelectric effect of the subject and X by the Compton scattering of the X-ray absorber based on the first and second table values referred to for the two types of detection signals obtained for the subject. It has a function to approximate the linear attenuation.
[0029]
In the X-ray imaging apparatus according to the present invention, each of the first approximate function and the second approximate function has N parameters (where N is a natural number of 2 or more), and the approximate function generating means has different compositions. And / or N simultaneous equations representing the relationship between the two types of detection signals obtained for the N X-ray absorbers having a thickness and the X-ray attenuation due to the photoelectric effect of the X-ray absorber. Using a function of determining N parameter values of the first approximation function and N simultaneous equations representing a relationship between two types of detection signals and X-ray attenuation by Compton scattering of the X-ray absorber, And a function of determining N parameter values of the approximation function 2.
[0030]
In the X-ray imaging apparatus according to the present invention, each of the first approximate function and the second approximate function has N parameters (where N is a natural number of 2 or more), and the approximate function generating means has different compositions. And / or the relationship between the two types of detection signals obtained for M (where N <M) X-ray absorbers having a thickness and the amount of X-ray attenuation due to the photoelectric effect of the X-ray absorber. A function of determining N parameter values of the first approximation function by least-squares approximation, and a least-squares relation between two types of detection signals and X-ray attenuation by Compton scattering of the X-ray absorber. A function of determining N parameter values of the second approximation function by approximation.
[0031]
The X-ray imaging apparatus of the present invention uses scanning means for acquiring two types of detection signals from the entire circumferential direction of the subject and X-ray transmission image approximation means from the two types of detection signals acquired from the entire circumferential direction. Based on the generated X-ray transmission image due to photoelectric effect and X-ray transmission image due to Compton scattering, a tomographic image of X-ray attenuation distribution due to photoelectric effect of the subject and a tomographic image of X-ray attenuation distribution due to Compton scattering of the subject are generated. X-ray tomographic image generation means is provided. Further, the X-ray tomographic image generating means is configured to generate a tomographic image of the X-ray attenuation distribution due to the photoelectric effect of the subject and the tomographic image of the X-ray attenuation distribution due to the Compton scattering of the subject generated by the X-ray tomographic image generating means. It has a function of generating a tomographic image of the atomic number distribution and a tomographic image of the density distribution of the subject.
[0032]
Hereinafter, embodiments of the present invention will be described in detail with reference to the drawings.
[0033]
FIG. 1 is a schematic diagram viewed from the front of an X-ray imaging apparatus according to an embodiment of the present invention and a diagram for explaining each part of the apparatus. The X-ray imaging apparatus according to the present embodiment includes an X-ray tube 1, an X-ray detector 2, a rotating plate 3, a belt conveyor 4, a driving motor 5, a driving belt 6, a gantry 7, an imaging control unit 100, a console 101, an air Calibration means 110, frame memory 111, signal conversion means 112, image reconstruction means 113, dangerous goods discrimination means 114, image display means 115, memory 120, conversion table creation means 121, conversion table memory 122, phantom characteristic value calculation It comprises means 123 and the like.
[0034]
Hereinafter, the X-ray tube 1 and the X-ray detector 2 are collectively referred to as an imaging system. The photographing system is fixed to the rotating plate 3. The drive motor 5 rotates the rotary plate 3 and the entire photographing system via a drive belt 6. During the rotation, the imaging system irradiates the subject 10 with X-rays from all directions, and captures an X-ray transmission image thereof.
[0035]
In FIG. 1, a representative example of the distance between the X-ray generation point of the X-ray tube 1 and the X-ray input surface of the X-ray detector 2 is 1600 [mm]. At the center of the gantry 7, a circular opening 8 for arranging the subject 10 and the belt conveyor 4 is provided. A typical example of the diameter of the opening 8 is 900 [mm]. A typical example of the time required for one rotation of the rotating plate 3 is 1.0 [s]. As the X-ray detector 2, a known X-ray detector including a scintillator, a photodiode, and the like is used. The X-ray detector 2 has a large number of detection elements (not shown) on an arc that is substantially equidistant from the X-ray tube 1, and a typical example of the number of elements (hereinafter referred to as the number of channels) is 950. is there. A representative example of the size of each detection element in the channel direction is 2 [mm]. A typical example of the number of times of image capturing in one rotation of the image capturing system is 900, and one image is captured each time the rotating plate 3 rotates 0.4 degrees.
[0036]
Next, the operation of the X-ray imaging apparatus according to the present embodiment will be described. The X-ray imaging apparatus is provided with two types of imaging modes, an actual imaging mode and a calibration imaging mode. The examiner instructs selection of the main imaging mode and the calibration imaging mode through the console 110. In FIG. 1, the flow of data in the actual shooting mode is indicated by a solid line, and the flow of data during calibration shooting is indicated by a broken line. Hereinafter, the operation in both shooting modes will be described.
[0037]
First, the operation of the X-ray imaging apparatus in the main imaging mode will be described. The examiner instructs the start of imaging after designating the imaging position of the subject 10 through the console 101. When the start of photographing is instructed, the belt conveyor 4 moves the subject 10 in a direction substantially perpendicular to the rotating plate 3. Then, when the shooting position of the subject 10 matches the specified value, the movement is stopped, and the arrangement of the subject 10 ends. On the other hand, the photographing control means 100 starts the rotation of the rotary plate 3 via the drive motor 5 at the same time when the photographing start is instructed. When the rotation of the rotating plate 3 enters a constant speed state and the above-described arrangement of the subject 10 is completed, the imaging control means 100 instructs the X-ray irradiation timing of the X-ray tube 1 and the imaging timing of the X-ray detector 2, Start shooting.
[0038]
Imaging is performed during a period in which the rotating plate 3 makes two rotations. In the first half rotation, the tube voltage of the X-ray tube 1 is set to a high tube voltage, and in the second half rotation, the tube voltage of the X-ray tube 1 is set to a low tube voltage. . The imaging control means 100 switches the tube voltage of the X-ray tube 1 from the high tube voltage to the low tube voltage at the same time when the first half rotation is completed. Note that the voltage is specified by the examiner prior to imaging. Representative examples of designated tube voltage values are 160 [kV] (high tube voltage) and 80 [kV] (low tube voltage).
[0039]
Next, the air calibration unit 110 performs a known air calibration process on the acquired photographing data, and records the result in the frame memory 111.
[0040]
Next, the signal conversion means 112 reads out the imaging data at the time of high tube voltage imaging and the imaging data at the time of low tube voltage imaging from the frame memory 111, and converts them into X-ray attenuation by the photoelectric effect and Compton scattering using a method described later. Convert to a quantity value.
[0041]
Next, the image reconstructing means 113 uses the well-known CT image reconstruction algorithm on the basis of the converted photographing data to obtain a tomographic image of the X-ray attenuation coefficient due to the photoelectric effect of the subject 10 and the X-ray attenuation due to Compton scattering. Generate a tomographic image of the coefficients. The image reconstructing means 113 converts the tomographic image into a tomographic image of the atomic number of the subject 10 and a tomographic image of the density using (Equation 5) and (Equation 6).
[0042]
Next, the dangerous substance determining means 114 determines whether or not a dangerous substance such as an explosive substance is included in the subject 10 using a known technique based on the tomographic image of the atomic number and the density.
[0043]
Finally, the image display means 115 displays the tomographic image and simultaneously highlights the dangerous substance portion in the tomographic image by coloring or the like, and provides the inspector with information on the presence or absence of the dangerous substance.
[0044]
Next, the operation of the X-ray imaging apparatus in the calibration imaging mode will be described. At the time of calibration photographing, the belt conveyor 4 and the subject 10 are removed, and a calibration phantom (not shown) is arranged at the center of the opening 8 instead. The calibration phantom is a plate-like substance formed of a substantially uniform material and thickness, and a material whose material, density, and thickness are known is used. Representative examples of the material of the calibration phantom include polyethylene, acrylic, aluminum, copper, silver, and the like. Phantoms having various thicknesses are prepared for the calibration phantom of each material. Hereinafter, it is assumed that there are I calibration phantoms in all.
[0045]
Information on the material, density, and thickness of each calibration phantom is input by the examiner through the console 101. The phantom characteristic value calculating means 123 calculates the amount of X-ray attenuation L due to the photoelectric effect of the phantom measured at the i-th (i = 0 to I-1) based on the input value. _p [I] and X-ray attenuation L due to Compton scattering _c [I] is calculated using (Equation 10) and (Equation 11), respectively, and recorded in the memory 120. On the other hand, the examiner instructs the start of imaging through the console 101 after arranging each calibration phantom in the center of the opening 8.
[0046]
When the start of imaging is instructed, the imaging control means 100 instructs the X-ray irradiation timing of the X-ray tube 1 and starts imaging. However, at this time, the rotating plate 3 is not rotated, and the X-ray tube 1 is fixed upward. The imaging is performed twice, and in the first imaging, the tube voltage of the X-ray tube 1 is set to a high tube voltage, and in the second imaging, the tube voltage of the X-ray tube 1 is set to a low tube voltage.
[0047]
However, the set values of these tube voltages are the same as the tube voltages used in the main photographing mode. In the above two times of imaging, only imaging data in the center channel of the X-ray detector 2 is read. However, it is assumed that X-rays transmitted through the thickness direction of each calibration phantom are detected in the center channel.
[0048]
The read image data is recorded in the memory 120 after a known air calibration process is performed by the air calibration unit 110. The above processing is performed for all calibration phantoms of type I. At this time, the memory 120 stores the X-ray attenuation L due to the photoelectric effect calculated for each calibration phantom. _p [I] and X-ray attenuation L due to Compton scattering _c [I] and shooting data J at the time of high tube voltage shooting _Ho [I] and shooting data J at the time of low tube voltage shooting _Lo [I] are all recorded.
[0049]
Next, when the recording of all the data is completed, the conversion table creating means 121 uses the method described later to convert the coefficient u of the conversion function shown in (Equation 12) and (Equation 13). ₀ ~ U ₆ , V ₀ ~ V ₆ Is derived, and the result is recorded in the conversion table memory 122.
[0050]
FIG. 2 is a diagram for explaining a processing procedure in the signal conversion unit 112 of the X-ray imaging apparatus according to the embodiment of the present invention. However, the signal conversion processing means 112 is realized by software processing using a dedicated arithmetic unit or a general-purpose arithmetic unit. As described above, in this shooting mode, high tube voltage shooting data and low tube voltage shooting data of the subject 10 are acquired.
[0051]
These photographing data are respectively recorded in the frame memories 111a and 111b after the known air calibration processing is performed by the air calibration means 110. Hereinafter, the data recorded in the frame memories 111a and 111b will be referred to as J, respectively. _Ho (M, θ _n ), J _Lo (M, θ _n ). Here, m represents the channel number of the X-ray detector 2 and θ _n Represents the rotation angle of the X-ray tube 1 in the n-th imaging at the time of CT measurement.
[0052]
In the signal conversion processing means 112, first, the same channel n and the same imaging angle θ _n Shooting data J acquired in _Ho (M, θ _n ), J _Lo (M, θ _n ) Are read from the frame memories 111a and 111b, respectively, and the ratio α = J _Ho (M, θ _n ) / J _Lo (M, θ _n Is calculated (step 200).
[0053]
Next, α _k-1 ≤α <α _k Is derived (step 201). Where α _k (K = 0 to K) are parameters defining the K small sections shown in FIG. 4, and a preset value is used. K derived in step 201 corresponds to the number of the small section to which the above two pieces of photographing data belong.
[0054]
Next, the coefficient u of the conversion function in the small section k ₀ [K] -u ₆ [K], v ₀ [K] -v ₆ [K] is read from the memories 112a and 112b, respectively (step 202).
[0055]
Finally, the photoelectric effect attenuation amount L is calculated using the above-described coefficient and the conversion functions shown in (Equation 12) and (Equation 13). _p (M, θ _n ) And Compton scattering attenuation L _c (M, θ _n ) Is calculated (step 203).
[0056]
The processing of steps 200 to 203 in the signal conversion processing means 112 is performed for all m (m = 1 to M) and θ _n (N = 1 to N), and the processing result is input to the image reconstructing unit 113.
[0057]
FIG. 3 is a diagram for explaining a processing procedure in the conversion table creation unit 121 of the X-ray imaging apparatus according to the embodiment of the present invention. However, the conversion table creating means 121 is realized by software processing using a dedicated arithmetic unit or a general-purpose arithmetic unit. As described above, in the calibration photographing mode, high tube voltage photographing data and low tube voltage photographing data are acquired for the I type of calibration phantom.
[0058]
Each of these photographing data is recorded in the memory 120a after a known air calibration process is performed by the air calibration unit 110. Hereinafter, the high tube voltage photographing data and the low tube voltage photographing data recorded in the memory 120a are respectively referred to as J. _Ho [I], J _Lo Expressed as [i]. Here, i is the number of the calibration phantom (i = 0 to I-1).
[0059]
On the other hand, the phantom characteristic value calculating means 123 calculates the X-ray attenuation L due to the photoelectric effect of each phantom. _p [I] and X-ray attenuation L due to Compton scattering _c [I] is calculated using (Equation 10) and (Equation 11), respectively, and is recorded in the memory 120b. The conversion table creation unit 121 first sets two photographing data J acquired for the same calibration phantom. _Ho [I], J _Lo [I] is read from the memory 120a, and the ratio α [i] = J _Ho [I] / J _Lo [I] is calculated (step 300).
[0060]
Next, for each α [i], αk−1 ≦ α [i] <α _k K that satisfies is derived. At this time, the calibration phantom i is set C _k Is registered as an element belonging to. Where C _k Is a set composed of calibration phantoms belonging to the small section k (step 301).

Steps

300 and 301 are repeatedly executed for all calibration phantoms i (i = 0 to I-1).
[0061]
Next, i∈C _k J that satisfies _Ho [I], J _Lo [I] is read from the memory 120a, and a matrix X shown in (Expression 17) is created (Step 302).
[0062]
On the other hand, i∈C _k L that satisfies _p [I], L _c [I] is read from the memory 120b, and a matrix Y represented by (Expression 17) is created (Step 303).
[0063]
Finally, using the created matrices X and Y, the coefficient u of the conversion function in the small section k is obtained from (Equation 16). ₀ [K] -u ₆ [K] and v ₀ [K] -v ₆ [K] is calculated, and the calculation result is written to the memories 112a and 112b, respectively (step 304). Steps 302 to 304 are repeatedly executed for all the small sections k (i = 1 to K).
[0064]
With the use of the X-ray imaging apparatus of the present embodiment described above, two types of imaging data obtained by imaging the subject 10 at a high tube voltage and a low tube voltage can be obtained by the photoelectric effect without using a nonlinear simultaneous equation. It can be easily converted to data on the amount of linear attenuation and the amount of X-ray attenuation due to Compton scattering. Therefore, the amount of calculation involved in the conversion can be reduced, and the calculation speed can be improved. Further, problems unique to the conventional method using the non-linear simultaneous equations, such as generation of multiple solutions, are avoided, so that calculation accuracy can be improved. Further, since the information of many calibration phantoms can be reflected in the conversion function, and the conversion function can be created for each small section, the approximation accuracy of the conversion function can be improved, and the calculation accuracy at the time of conversion can be improved. As a result, the explosive discriminating ability of the present X-ray imaging apparatus can be improved.
[0065]
In the present embodiment, the conversion functions shown in Equations 12 and 13 are calculated by the signal conversion unit 112 at the time of obtaining the imaging data. However, the conversion functions are calculated in advance for various combinations of the imaging data using the above conversion functions. The result may be recorded in the conversion table memory 122. At this time, the signal converting means 112 calculates a value after signal conversion calculated in advance for the corresponding photographing data, that is, X based on the photoelectric effect, in accordance with two kinds of photographing data photographed at the high tube voltage and the low tube voltage. The linear attenuation and the X-ray attenuation due to Compton scattering are read from the conversion table memory 122 to perform signal conversion. For this reason, since the signal conversion can be performed only by referring to the conversion table memory 122, there is an advantage that the conversion can be performed at high speed.
[0066]
In this embodiment, an example of the X-ray CT apparatus is shown as an example of the X-ray imaging apparatus according to the present invention. However, based on the dual energy method, the amount of X-ray absorption by the photoelectric effect of the subject and the amount of X-ray absorption by Compton scattering It is needless to say that the present invention may be applied to a general X-ray imaging apparatus or the like that creates a two-dimensional image.
[0067]
In the present invention, two types of imaging data of a subject acquired by dual energy X-ray imaging are used as variables, and an approximate function that directly derives a photoelectric effect image and a Compton scattering image from the two variables is used, and a photoelectric effect image and a Compton scattering image are used. In this case, it is possible to omit the system of nonlinear equations required for generating the equation, to increase the operation speed, and to improve the operation accuracy. As a result, the photoelectric effect image and the Compton scattering image of the subject can be generated at high speed and with high accuracy, and the subject discrimination ability can be improved.
[0068]
【The invention's effect】
According to the present invention, in an X-ray imaging apparatus having a dual energy imaging function, an X-ray transmission image by a photoelectric effect and an X-ray transmission image by Compton scattering of a subject can be generated with high speed and high accuracy, and an object based on the X-ray transmission image can be generated. Discrimination ability can be improved.
[Brief description of the drawings]
FIG. 1 is a schematic diagram illustrating a front view of an X-ray imaging apparatus according to an embodiment of the present invention and a diagram illustrating each unit of the apparatus.
FIG. 2 is a diagram illustrating a processing procedure in a signal conversion unit of the X-ray imaging apparatus according to the embodiment of the present invention.
FIG. 3 is a view for explaining a processing procedure in a conversion table creating means of the X-ray imaging apparatus according to the embodiment of the present invention.
FIG. 4 shows measurement results of X-ray transmission data at the time of high tube voltage radiography and X-ray transmission data at the time of low tube voltage radiography obtained for polyethylene, acrylic, aluminum, copper, and silver in Examples of the present invention. FIG.
[Explanation of symbols]
DESCRIPTION OF SYMBOLS 1 ... X-ray tube, 2 ... X-ray detector, 3 ... Rotating plate, 4 ... Belt conveyor, 5 ... Drive motor, 6 ... Drive belt, 7 ... Gantry, 8 ... Circular opening, 10 ... Subject, 100 ... Photographing control means, 101: console, 110: air calibration means, 111: frame memory, 112: signal conversion means, 113: image reconstructing means, 114: dangerous substance discriminating means, 115: image display means, 120: memory .., 121... Conversion table creation means, 122... Conversion table memory, 123.

Claims

X-ray generating means for emitting X-rays having two different energy spectra, and X-ray detecting means for detecting the two types of X-rays after passing through the subject, wherein the X-rays are detected by the X-ray detecting means. In an X-ray imaging apparatus that generates an X-ray transmission image by photoelectric effect and an X-ray transmission image by Compton scattering based on two types of detection signals, a plurality of X-ray absorptions having different compositions and / or thicknesses are provided. A first approximation function for approximating the amount of X-ray attenuation due to the photoelectric effect of the X-ray absorber using the two types of detection signals acquired for the body and the X-ray absorption using the two types of detection signals as variables; Approximation function generation means for generating a second approximation function for approximating the amount of X-ray attenuation due to Compton scattering of the body, and the first and second approximation functions generated by the approximation function generation means Based on, X-rays imaging apparatus characterized by having an X-ray transmission image approximating means for generating respectively a X-ray transmission image by the X-ray transmission image and Compton scattering by photoelectric effect of the subject.

2. The X-ray imaging apparatus according to claim 1, wherein a two-dimensional space defined by a combination of the two types of detection signals is divided into a plurality of small sections according to a ratio between the two types of detection signals. Of the two types of detection signals obtained for the X-ray absorber of the above, only those belonging to the vicinity of the small section as a variable, the approximation function generation means, the first approximation function and the An X-ray imaging apparatus for generating a second approximation function.

3. The X-ray imaging apparatus according to claim 2, wherein the X-ray transmission image approximation unit selects a small section to which the two types of detection signals acquired for the subject belong from among the plurality of small sections. The X-ray attenuation and the X-ray absorption due to the photoelectric effect of the subject using the attribute section selection function and the first approximation function and the second approximation function corresponding to the small section detected by the attribute section selection function. The X-ray imaging apparatus according to claim 2, further comprising a function of approximating an amount of X-ray attenuation due to Compton scattering of the body.

2. The X-ray imaging apparatus according to claim 1, wherein the X-ray absorber is preliminarily calculated using the first approximation function at a plurality of positions in a two-dimensional space defined by a combination of the two types of detection signals. 3. A first table for recording the value of the amount of X-ray attenuation due to the photoelectric effect, and X-rays due to Compton scattering of the X-ray absorber calculated in advance at the plurality of positions in the two-dimensional space using the second approximation function. A second table for recording a value of the amount of linear attenuation, wherein the X-ray transmission image approximation unit includes a first table and a second table that are referred to with respect to the two types of detection signals acquired for the subject. An X-ray imaging apparatus having a function of approximating an amount of X-ray attenuation due to photoelectric effect of the subject and an amount of X-ray attenuation due to Compton scattering of the X-ray absorber based on a second table value.

2. The X-ray imaging apparatus according to claim 1, wherein each of the first approximate function and the second approximate function has N (where N is a natural number of 2 or more) parameters, and the approximate function is generated. The means includes N representing the relationship between the two types of detection signals acquired for N X-ray absorbers having different compositions and / or thicknesses and the amount of X-ray attenuation due to the photoelectric effect of the X-ray absorber. The function of determining N parameter values of the first approximation function using the simultaneous equations, and the relationship between the two types of detection signals and the amount of X-ray attenuation due to Compton scattering of the X-ray absorber. A function of determining the N parameter values of the second approximation function using the N simultaneous equations represented.

2. The X-ray imaging apparatus according to claim 1, wherein each of the first approximate function and the second approximate function has N (where N is a natural number of 2 or more) parameters, and an approximate function generating unit. Are the two types of detection signals acquired for M (where N <M) X-ray absorbers having different compositions and / or thicknesses, and X-rays due to the photoelectric effect of the X-ray absorber. A function of determining the N parameter values of the first approximation function by least-squares approximation of the relationship with the amount of attenuation, an X-ray due to the two types of detection signals and Compton scattering of the X-ray absorber An X-ray imaging apparatus having a function of determining N parameter values of the second approximation function by least-squares approximation of the relationship with the amount of attenuation.

2. The X-ray imaging apparatus according to claim 1, wherein scanning means for acquiring the two types of detection signals from all directions of the subject and X-rays from two types of detection signals acquired from all directions. 3. The tomographic image of the X-ray attenuation distribution due to the photoelectric effect of the subject and the Compton scattering of the subject are based on the X-ray transmission image due to the photoelectric effect of the subject and the X-ray transmission image due to the Compton scattering generated using the transmission image approximating means. An X-ray tomographic image generating means for generating an X-ray attenuation distribution tomographic image.

The X-ray imaging apparatus according to claim 7, wherein the X-ray tomographic image generating unit includes a tomographic image of an X-ray attenuation distribution due to a photoelectric effect of the subject generated by the X-ray tomographic image generating unit and a Compton of the subject. An X-ray imaging apparatus having a function of generating a tomographic image of an atomic number distribution and a tomographic image of a density distribution of the subject based on a tomographic image of an X-ray attenuation distribution due to scattering.