【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、新しい型式のＸ線撮影装置に関し、特に医療用検査装置として用いると効果があるＸ線撮影装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】
従来、医療用検査に用いられる普通のＸ線撮影装置は、Ｘ線に感度を有するピクセルを配設したＸ線検出器を備えて、白色Ｘ線を被写体に照射し、被写体を透過して各ピクセルに到達するＸ線の総量に対応するカウントの積算数を用いて、画像化するように構成されている。
このようなＸ線撮影装置では、身体組織ごとの吸収特性にかかわらず白色Ｘ線全体の透過量を検知するため、目的とする臓器などを明瞭に表示するようにしたコントラストの高いＸ線像を得ることが難しい。
【０００３】
そこで、白色Ｘ線を分光器で分光して、単色化したＸ線を用いて撮影することによりコントラストのあるＸ線像を取得することが考えられる。
しかし、簡便のため管球Ｘ線を用いる場合はＸ線が放射状に放出されるため、分光面を球面上に形成した分光器が必要となり、高度な製作技術と大きな費用のため、実用化が困難である。
また、放射光を用いてＸ線光源を平行光とすることもできるが、光源装置が非常に大型化するため装置全体が大規模化して実用的でない。
【０００４】
さらに、ヨウ素を造影剤として利用した冠状動脈造影など、造影剤Ｘ線吸収率がある波長を境に急激に変化することを利用し異なる波長の単色Ｘ線を用いて得られたＸ線像の差分から目的とする部分を際だたせて表示する方法を用いる場合は、波長を変えるたびに撮影するため時間がかかる上、Ｘ線エネルギーを変えて分光するようにするため分光器調整を行うため構造が複雑になる問題がある。
特に冠状動脈撮影の場合は、心臓が鼓動しているため異なる時刻に撮影したＸ線像の差分を取ると、位置がずれてしまい明瞭な動脈像を生成することができない。
【０００５】
【発明が解決しようとする課題】
そこで、本発明が解決しようとする課題は、Ｘ線を照射して得られる測定出力からＸ線吸収特性の異なるいくつかの目的物のＸ線像を抽出して表示するＸ線撮影装置、すなわちＸ線エネルギー分析イメージング装置、特に冠状動脈造影など医療用検査に有効なＸ線エネルギー分析イメージング装置を提供することである。
【０００６】
【課題を解決するための手段】
上記課題を解決するため、本発明のＸ線エネルギー分析イメージング装置は、Ｘ線に対してエネルギー分解能を有するピクセルが配列され空間分解能を有するＸ線検出器とＸ線発生装置と記憶装置と演算処理装置を備え、被写体にＸ線を照射して撮影を行い、Ｘ線検出器のピクセルごとの出力信号について所望のＸ線エネルギーにおける出力信号を選択してＸ線像化することを特徴とする。
本発明のイメージング装置によれば、一旦取得したＸ線潜像情報をＸ線エネルギーごとに分離して利用することができるため、全エネルギー成分に対するカウント数情報から特定エネルギーのＸ線に対するカウント数のみを抽出して画像化することにより、そのエネルギーのＸ線に対する吸収率が高いあるいは低い対象物が明瞭に浮き出してくる。
【０００７】
また、Ｘ線の単色化はデータ処理で行うため、管球からの白色Ｘ線を使用する場合でも複雑で高価な分光装置を必要とせず、実用性の高い装置を得ることができる。
本発明のイメージング装置は、いわゆるレントゲン撮影装置として内蔵組織を選択表示するために利用することができる。また、物質に特有な高吸収Ｘ線を利用することにより、荷物や人体内に隠匿した麻薬、あるいは爆薬や象牙などの禁制品の有無を検査することができる。
【０００８】
エネルギー分解能を有するＸ線検出素子は、たとえば素子にＸ線が入射するとＸ線のエネルギーに対応する電流を発生するものであってもよい。このような素子では、所定期間に観察される電流発生回数を電流の大きさに従って分類して積算することにより、透過Ｘ線のエネルギースペクトルを得ることができる。
上記のような特性を有する素子として、ゲルマニウムＧｅ、ヨウ化セシウムＣｓＩ、またアモルファスａ−Ｓｉシンチグラフィなどがある。さらに、テルル化カドミウムＣｄＴｅをショットキー電極として用いるＣｄＴｅダイオードは、高いバイアス電圧を印加できるため電荷収集時間を短縮することができ、また質量数が大きいためＸ線やガンマ線の吸収率が高いことなどから、高速応答性と高検出効率を有する優れた素子としてＸ線検出検出器に利用することができる。
【０００９】
Ｘ線検出器の出力を増幅器で増幅し、電流値で分類して頻度をカウントする。各検出素子ごとのカウント結果はＸ線エネルギーごとの入射頻度を表し、スペクトル化したデジタル情報として蓄積することができる。デジタル化した情報は演算処理装置の高速処理を経て、指定したＸ線エネルギーにおける各素子ごとのＸ線検出量を算定し、ピクセル配置に対応して平面展開することにより指定Ｘ線エネルギーにおけるＸ線透過状態を濃淡画像として表示することができる。
【００１０】
また、異なるＸ線エネルギー領域における出力信号の差分に基づいて画像化するようにしてもよい。
たとえばヨウ素造影剤を用いた冠状動脈造影では、ヨウ素のＫ吸収端の上と下の２個のエネルギーにおけるＸ線検出カウント数の差を算出すると、造影剤がない部分ではカウント数が余り変わらないので相殺されて値がゼロに近くなり、造影剤の存在する血管の部分は差が生じて値が大きくなる。したがって、Ｋ吸収端の上下におけるカウント数差に基づいて画像を生成すると、血管部分だけが表われた画像となり、診断に便利である。
通常の冠動脈造影でエネルギー差分を行おうとすると、異なる２波長の単色Ｘ線を照射する必要があるが、本発明の装置を用いると、白色Ｘ線を照射して得られた測定値から２つのエネルギーを選択して差分処理し画像を得るので、撮影は１度で済み、さらに同じときに形成されたＸ線像を用いるため鼓動に影響されずいつでも明瞭なＸ線像を生成することができる。
【００１１】
なお、エネルギー基準出力信号について検出器のＸ線エネルギーごとの感度に基づいて補正するようにしてもよい。
検出器はエネルギー検出特性に偏りがある。このような検出器の偏りは観察対象についての画面情報を乱すので、予め調べた検出器特性に基づいて出力信号を補正することにより実際の状態をより正確に表すことが好ましい。
【００１２】
【発明の実施の形態】
以下実施例を用いて本発明を詳細に説明する。
図１は本発明の１実施例に係るＸ線エネルギー分析イメージング装置のシステム図、図２は信号処理ブロック図、図３は物質の質量吸収係数のフォトンエネルギー依存性を表示したグラフである。
【００１３】
本実施例のＸ線エネルギー分析イメージング装置は、図１に示すように、Ｘ線検出器１と画像処理装置２と表示装置３から構成され、Ｘ線発生器４とＸ線検出器１の間に被写体５を置いて、Ｘ線を照射してＸ線検出器１で取得するＸ線潜像を画像処理装置２により画像処理して目的のＸ線像を生成して表示装置５に表示する。
Ｘ線発生器４は白色Ｘ線を発生する管球Ｘ線源を使用することができる。
Ｘ線検出器１は、エネルギー分解能を有するＸ線検出素子を面上に配列して形成したＸ線検出部１１を備える。
【００１４】
Ｘ線検出部１１は、たとえばテルル化カドミウムＣｄＴｅをピクセルとしてセラミック基板上にアレイ状に形成し、白金とインジウムの電極を用いてバイアス電圧を印加できるようにしたショットキー型の電流電圧特性を有するようにしたテルル化カドミウム半導体検出器を利用することができる。
たとえば、５０μｍ平方程度の大きさのテルル化カドミウム素子を縦横数１０ｍｍの基板上にアレイ状に形成することができる。このようにピクセルをアレイ配置したＸ線検出部１１は空間分解能を有する。なお、Ｘ線検出部１１に１次元のリニアアレイを用いて１次元走査して測定することもできる。
【００１５】
このような検出器では、半導体ピクセルにバイアス電圧を掛けて発生する電子正孔対のそれぞれを陽極陰極に引きつけ空乏層を形成しておいて、この空乏層にＸ線を吸収させるとＸ線のエネルギーに対応する数の電子正孔対が発生して電極間に電流が流れるので、電流の大きさから入射したＸ線のエネルギーを知ることができる。
電子正孔対の発生により生成する微細電流を増幅して電流値で分類して所定時間における電流値ごとの検出回数を計数すると、ピクセルごとに入射Ｘ線のエネルギースペクトラムを得ることができる。
【００１６】
Ｘ線発生器４からの白色Ｘ線を測定対象５に照射すると測定対象５を構成する部分ごとにエネルギー吸収率が異なるため、透過Ｘ線は強度がエネルギーごとに変成された状態になる。Ｘ線検出器１には、Ｘ線検出部１１のＸ線検出素子が感度を有するＸ線エネルギー領域にわたり受光Ｘ線の透過状態が潜像として形成され、エネルギー成分を指定して抽出することにより、そのエネルギー成分について透過Ｘ線強度にしたがったＸ線像を得ることができる。したがって、１回のＸ線撮影により得られた情報からＸ線吸収条件が異なる骨の画像と臓器の画像を別々に取り出すことができる。また、麻薬が吸収するＸ線エネルギー領域を切り出して画像に合成することにより、胃の中に隠した麻薬袋を像として検出することなども可能である。
なお、テルル化カドミウムは、高いバイアス電圧を印加でき、また質量数が大きくＸ線の吸収率が高いことなどから高速応答性と高検出効率を有し、Ｘ線検出検出器に有利に利用することができる。
【００１７】
検出信号を処理するため、図２に表示したように、Ｘ線検出器１には、Ｘ線検出部１１に加えて、各Ｘ線検出素子ごとに設けたプリアンプ１２とプリアンプの出力をさらに増幅する増幅器１３と増幅器の出力をデジタル化するＡ／Ｄ変換器１４とＡ／Ｄ変換器１４の出力を大きさごとに分類してその検出回数を計数する弁別計数器１５と、所定の期間受光したＸ線の弁別結果を積算して素子ごとのエネルギースペクトルを記憶する２次元メモリ１６を備える。
このようにして、２次元メモリ１６に蓄えられたピクセルごとのエネルギースペクトル情報は、画像処理装置２で処理して画像化される。
【００１８】
画像処理装置２は、波形整形器２１と３次元メモリ２２とエネルギー選択器２３と画像合成器２４と画像メモリ２５から構成される。
波形整形器２１は、２次元メモリ１６のエネルギースペクトル情報を取り込んで信号波形中のノイズやクロストーク成分を除去し、画像処理装置２内の３次元メモリ２２にピクセルごとに準備されたスペクトラム記憶領域に格納する。
エネルギー選択器２３は、３次元メモリ２２からピクセルごとのスペクトラム情報を引き出し、分析目的に従って決定されるエネルギーγに基づいて、ピクセルごとに対象位置におけるＸ線強度を切り出す。
【００１９】
画像合成器２４は、各ピクセルにおける指定のエネルギー成分の強度を濃淡度合いに変換して、ピクセルの空間的配置に対応する点の濃淡として表すことにより、濃淡画像を生成する。この濃淡画像は、そのエネルギー成分のＸ線のみを分光器や放射光などで選択して照射した場合に得られるＸ線透過像と同じものである。この方法は、単色Ｘ線部分のみを使用するものであるから、エネルギーに幅のあるＸ線を用いたときのＸ線像のように、目的とする画像が背景ノイズに埋もれて不鮮明になることがない。
このようにして生成した濃淡画像は画像メモリ２５を介して表示装置３に表示することができる。なお、必要に応じて印刷装置で印刷したり、他のコンピュータに転送して利用することもできる。
【００２０】
また、本実施例のＸ線エネルギー分析イメージング装置では、一旦取り込んだＸ線透過像の潜像を処理して、任意のエネルギーにおけるＸ線の透過像を生成するから、特に感度のよいエネルギー領域を選択して目的部位の像を鮮明化する場合や、アンジオグラフィーなどで異なる波長における画像を用いた演算により画像を形成する場合にも有効に使用することができる。
図３に示すように、骨や軟部組織のＸ線吸収率はＸ線エネルギーの変化に対してほぼ単純に減少するのに対して、たとえばヨウ素は３３．１７ｋｅＶの位置にいわゆるＫ吸収端を有し、Ｋ吸収端でＸ線の質量吸収係数が急激に増加する。
そこで、血管に造影剤としてヨウ素を注入し、ヨウ素のＫ吸収端より僅かに高い３４ｋｅＶから３５ｋｅＶのＸ線だけをカウントして画像化すると、周囲の組織と比較して血液のある部分がＸ線を強く吸収するので、血管を濃い影として検出することができる。
【００２１】
また、周囲の組織におけるＸ線吸収量はＫ吸収端の上下で余り変化がないため、Ｋ吸収端の上のたとえば３４ｋｅＶから３５ｋｅＶとＫ吸収端の下のたとえば３２ｋｅＶから３３ｋｅＶの２個の部分についてそれぞれピクセルへの入射Ｘ線量をカウントしカウント値の差分を取ると、軟部組織や骨に吸収されたＸ線が相殺され血管部分のみに差が現れて冠状動脈のコントラストの大きな鮮明な映像を得ることができる。この画像は、同じ時に取得されたエネルギーの異なるＸ線像から合成されたものであるから、心臓と一緒に激しく動いている冠状動脈を静止状態で検出するものである。
【００２２】
この装置は、また、金錯体光感受性物質を用いたガン診断などにそのまま応用することもできる。
本実施例の装置は、実質的に単色Ｘ線で測定した場合と同じＸ線透過像を得るので対象物の検出能力が向上する。さらに、Ｘ線単色化のために特殊な装置を使用しないためシステムを小型化することができ、また、エネルギーを変えて検査するきにも１度の撮影で済むので検査時間が短縮する利点がある。
【００２３】
なお、本実施例の装置において、Ｘ線検出器におけるＸ線エネルギーに応じた感度特性が変化する場合がある。また、Ｘ線発生器もエネルギー特性を有する。
本装置では、エネルギーにより感度の異なるＸ線像を潜像として一度に取得して、その潜像から異なるエネルギーにおけるＸ線像を抽出するため、抽出したＸ線像に実際の状態をより正確に表わさせるようにするためには、検出器や発生器のエネルギー特性にしたがって検出結果を補正することが好ましい。
なお、上記説明では、各部品をそれぞれＸ線検出器１と画像処理装置２に分配しているが、分配先は上記説明に限ったものではなく、また独立した部品として使用しても良いことはいうまでもない。さらにそれぞれの機能をパソコンなど汎用的な演算処理装置により統合して実行してもよい。
【００２４】
【発明の効果】
以上説明した通り、本発明のＸ線エネルギー分析イメージング装置を用いることにより、１回の撮影で得られる測定出力からＸ線吸収特性の異なるいくつかの目的物のＸ線像を抽出して鮮明に表示することができる。本発明の装置は、麻薬や火薬の検査などに用いることができ、特に冠状動脈造影など医療用検査に有効に活用することができる。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明の１実施例に係るＸ線エネルギー分析イメージング装置のシステム図である。
【図２】本実施例における信号処理ブロック図である。
【図３】物質の質量吸収係数のフォトンエネルギー依存性を表示したグラフである。
【符号の説明】
１ Ｘ線検出器
２ 画像処理装置
３ 表示装置
４ Ｘ線発生器
５ 被写体
１１ Ｘ線検出部
１２ プリアンプ
１３ 増幅器
１４ Ａ／Ｄ変換器
１５ 弁別計数器
１６ ２次元メモリ
２１ 波形整形器
２２ ３次元メモリ
２３ エネルギー選択器
２４ 画像合成器
２５ 画像メモリ[0001]
TECHNICAL FIELD OF THE INVENTION
The present invention relates to a new type of X-ray imaging apparatus, and more particularly to an X-ray imaging apparatus which is effective when used as a medical examination apparatus.
[0002]
[Prior art]
Conventionally, a normal X-ray imaging apparatus used for medical examinations includes an X-ray detector provided with pixels having sensitivity to X-rays, irradiates a subject with white X-rays, transmits the subject through a subject, and transmits each X-ray to the subject. It is configured to image using an integrated number of counts corresponding to the total amount of X-rays reaching the pixel.
In such an X-ray imaging apparatus, since the transmission amount of the whole white X-ray is detected irrespective of the absorption characteristics of each body tissue, an X-ray image having a high contrast so as to clearly display a target organ or the like can be obtained. Difficult to get.
[0003]
Therefore, it is conceivable to obtain an X-ray image with contrast by dispersing white X-rays with a spectroscope and photographing using monochromatic X-rays.
However, when tube X-rays are used for simplicity, the X-rays are emitted radially, and a spectroscope having a spectral surface formed on a spherical surface is required. Have difficulty.
In addition, the X-ray light source can be converted into parallel light by using emitted light, but the light source device becomes extremely large, and the entire device becomes large-scale, which is not practical.
[0004]
Furthermore, for example, coronary angiography using iodine as a contrast agent, the contrast agent X-ray absorptance utilizes an abrupt change at a certain wavelength to obtain an X-ray image obtained using monochromatic X-rays of different wavelengths. In the case of using a method of displaying a target portion from the difference by highlighting the image, it takes time to take an image each time the wavelength is changed, and furthermore, a structure for adjusting a spectroscope so as to separate X-ray energies and perform spectroscopy. Is complicated.
In particular, in the case of coronary artery imaging, if the heart is beating, if the difference between X-ray images taken at different times is taken, the position will be shifted and a clear arterial image cannot be generated.
[0005]
[Problems to be solved by the invention]
Therefore, a problem to be solved by the present invention is to provide an X-ray imaging apparatus that extracts and displays X-ray images of several objects having different X-ray absorption characteristics from a measurement output obtained by irradiating X-rays, An object of the present invention is to provide an X-ray energy analysis imaging apparatus, particularly an X-ray energy analysis imaging apparatus effective for medical examinations such as coronary angiography.
[0006]
[Means for Solving the Problems]
In order to solve the above problems, an X-ray energy analysis imaging apparatus according to the present invention includes an X-ray detector, an X-ray generation device, a storage device, and an arithmetic processing unit in which pixels having energy resolution with respect to X-rays are arranged and spatial resolution is provided. The apparatus is provided with a device for irradiating a subject with X-rays to perform imaging, selecting an output signal at a desired X-ray energy for an output signal for each pixel of the X-ray detector, and forming an X-ray image.
According to the imaging apparatus of the present invention, once acquired X-ray latent image information can be used separately for each X-ray energy, only the count number for X-rays of a specific energy is obtained from the count number information for all energy components. Is extracted and imaged, an object having a high or low absorptivity of X-rays of the energy clearly emerges.
[0007]
Further, since monochromatic X-rays are performed by data processing, even when white X-rays from a tube are used, a complicated and expensive spectroscopic device is not required, and a highly practical device can be obtained.
The imaging apparatus of the present invention can be used as a so-called X-ray imaging apparatus for selectively displaying a built-in tissue. In addition, by using high absorption X-rays peculiar to the substance, it is possible to inspect for drugs or banned articles such as explosives and ivory concealed in luggage or the human body.
[0008]
The X-ray detecting element having energy resolution may generate an electric current corresponding to the energy of the X-ray when the X-ray enters the element, for example. In such an element, the energy spectrum of transmitted X-rays can be obtained by classifying and accumulating the number of times of current generation observed during a predetermined period according to the magnitude of the current.
Elements having the above characteristics include germanium Ge, cesium iodide CsI, and amorphous a-Si scintigraphy. Furthermore, a CdTe diode using cadmium telluride CdTe as a Schottky electrode can apply a high bias voltage, thereby shortening the charge collection time, and having a large mass number to have a high absorption rate of X-rays and gamma rays. Therefore, it can be used for an X-ray detection detector as an excellent element having high-speed response and high detection efficiency.
[0009]
The output of the X-ray detector is amplified by an amplifier and classified by current value to count the frequency. The count result for each detection element indicates the incidence frequency for each X-ray energy, and can be stored as digital information in a spectrum. The digitized information undergoes high-speed processing of the arithmetic processing unit, calculates the amount of X-ray detection for each element at the specified X-ray energy, and expands the plane corresponding to the pixel arrangement to obtain the X-ray at the specified X-ray energy. The transmission state can be displayed as a grayscale image.
[0010]
Further, an image may be formed based on a difference between output signals in different X-ray energy regions.
For example, in coronary angiography using an iodine contrast agent, when the difference between the X-ray detection counts at the two energies above and below the K-absorption edge of iodine is calculated, the count does not change so much in the part without the contrast agent, so that it is offset. As a result, the value becomes close to zero, and there is a difference between the portions of the blood vessel where the contrast agent exists, and the value increases. Therefore, if an image is generated based on the difference in count numbers above and below the K absorption edge, an image showing only the blood vessel portion is obtained, which is convenient for diagnosis.
In order to perform energy difference by ordinary coronary angiography, it is necessary to irradiate monochromatic X-rays of two different wavelengths. However, using the apparatus of the present invention, two measurements are taken from the measurement values obtained by irradiating white X-rays. Since the image is obtained by performing the difference processing by selecting the energy, only one imaging is required. Further, since the X-ray image formed at the same time is used, a clear X-ray image can be generated at any time without being affected by the heartbeat. .
[0011]
The energy reference output signal may be corrected based on the sensitivity of the detector for each X-ray energy.
The detector has a bias in energy detection characteristics. Since such a deviation of the detector disturbs the screen information about the observation target, it is preferable to correct the output signal based on the detector characteristics checked in advance to more accurately represent the actual state.
[0012]
BEST MODE FOR CARRYING OUT THE INVENTION
Hereinafter, the present invention will be described in detail with reference to examples.
FIG. 1 is a system diagram of an X-ray energy analysis imaging apparatus according to one embodiment of the present invention, FIG. 2 is a block diagram of signal processing, and FIG. 3 is a graph showing photon energy dependence of a mass absorption coefficient of a substance.
[0013]
As shown in FIG. 1, the X-ray energy analysis imaging apparatus of the present embodiment includes an X-ray detector 1, an image processing device 2, and a display device 3, and includes an X-ray generator 4 and an X-ray detector 1. The subject 5 is placed on the display device, the X-ray latent image acquired by the X-ray detector 1 by irradiating the X-ray is image-processed by the image processing device 2 to generate a target X-ray image, and the target X-ray image is displayed on the display device 5. .
The X-ray generator 4 can use a tube X-ray source that generates white X-rays.
The X-ray detector 1 includes an X-ray detector 11 in which X-ray detection elements having energy resolution are arranged on a surface.
[0014]
The X-ray detection unit 11 has a Schottky-type current-voltage characteristic in which, for example, cadmium telluride CdTe is formed as a pixel on a ceramic substrate in an array, and a bias voltage can be applied using platinum and indium electrodes. The cadmium telluride semiconductor detector thus configured can be used.
For example, a cadmium telluride element having a size of about 50 μm square can be formed in an array on a substrate of several tens mm in length and width. The X-ray detector 11 having pixels arranged in an array has a spatial resolution. Note that the measurement can be performed by one-dimensional scanning using a one-dimensional linear array for the X-ray detection unit 11.
[0015]
In such a detector, each of the electron-hole pairs generated by applying a bias voltage to the semiconductor pixel is attracted to the anode and cathode to form a depletion layer. Since the number of electron-hole pairs corresponding to the energy is generated and the current flows between the electrodes, the energy of the incident X-ray can be known from the magnitude of the current.
By amplifying the minute current generated by the generation of the electron-hole pair, classifying it by the current value, and counting the number of times of detection for each current value in a predetermined time, the energy spectrum of the incident X-ray can be obtained for each pixel.
[0016]
When the measurement object 5 is irradiated with white X-rays from the X-ray generator 4, the energy absorption rate differs for each part constituting the measurement object 5, so that the transmitted X-ray has a state in which the intensity is altered for each energy. In the X-ray detector 1, the transmission state of the received X-ray is formed as a latent image over the X-ray energy region in which the X-ray detection element of the X-ray detection unit 11 has sensitivity, and the energy component is specified and extracted. An X-ray image of the energy component can be obtained according to the transmitted X-ray intensity. Therefore, it is possible to separately extract the image of the bone and the image of the organ having different X-ray absorption conditions from the information obtained by one X-ray imaging. It is also possible to detect a drug bag hidden in the stomach as an image by cutting out an X-ray energy region absorbed by the drug and combining it with an image.
Cadmium telluride can be applied to a high bias voltage, has a high mass response and a high X-ray absorptivity, and has fast response and high detection efficiency, and is advantageously used for an X-ray detection detector. be able to.
[0017]
In order to process the detection signal, as shown in FIG. 2, the X-ray detector 1 further amplifies the output of the preamplifier 12 provided for each X-ray detection element and the output of the preamplifier in addition to the X-ray detector 11. An amplifier 13 that performs the conversion, an A / D converter 14 that digitizes the output of the amplifier, an output of the A / D converter 14 that is classified according to size, and a discrimination counter 15 that counts the number of detections. A two-dimensional memory 16 that accumulates the X-ray discrimination results and stores the energy spectrum of each element.
In this manner, the energy spectrum information for each pixel stored in the two-dimensional memory 16 is processed by the image processing device 2 to form an image.
[0018]
The image processing device 2 includes a waveform shaper 21, a three-dimensional memory 22, an energy selector 23, an image synthesizer 24, and an image memory 25.
The waveform shaper 21 takes in the energy spectrum information of the two-dimensional memory 16 to remove noise and crosstalk components in the signal waveform, and stores the spectrum storage area prepared for each pixel in the three-dimensional memory 22 in the image processing device 2. To be stored.
The energy selector 23 extracts spectrum information for each pixel from the three-dimensional memory 22, and cuts out the X-ray intensity at the target position for each pixel based on the energy γ determined according to the analysis purpose.
[0019]
The image synthesizer 24 generates a grayscale image by converting the intensity of the designated energy component in each pixel into a grayscale level and expressing it as the grayscale of a point corresponding to the spatial arrangement of the pixels. The grayscale image is the same as the X-ray transmission image obtained when only the X-ray of the energy component is selected and irradiated with a spectroscope or emitted light. Since this method uses only a monochromatic X-ray portion, a target image becomes obscured by being buried in background noise, such as an X-ray image when X-rays having a wide energy range are used. There is no.
The grayscale image generated in this way can be displayed on the display device 3 via the image memory 25. It should be noted that printing can be performed by a printing device as needed, or transferred to another computer for use.
[0020]
Further, in the X-ray energy analysis imaging apparatus of the present embodiment, a latent image of an X-ray transmission image once captured is processed to generate an X-ray transmission image at an arbitrary energy. The present invention can be effectively used also when selecting and sharpening an image of a target portion, or when forming an image by calculation using images at different wavelengths in angiography or the like.
As shown in FIG. 3, the X-ray absorptivity of bone and soft tissue decreases almost simply with changes in X-ray energy, whereas, for example, iodine has a so-called K absorption edge at a position of 33.17 keV. However, the mass absorption coefficient of X-rays sharply increases at the K absorption edge.
Then, iodine is injected into a blood vessel as a contrast agent, and only an X-ray of 34 keV to 35 keV, which is slightly higher than the K-absorption edge of iodine, is counted and imaged. Is strongly absorbed, so that a blood vessel can be detected as a dark shadow.
[0021]
Also, since the amount of X-ray absorption in the surrounding tissue does not change much above and below the K absorption edge, two portions of, for example, from 34 keV to 35 keV above the K absorption edge and from, for example, 32 keV to 33 keV below the K absorption edge. When the X-ray dose to each pixel is counted and the difference between the count values is calculated, the X-rays absorbed in the soft tissues and bones are canceled out, and a difference appears only in the blood vessel portion, and a clear image with a large contrast of the coronary artery is obtained. be able to. Since this image is synthesized from X-ray images having different energies acquired at the same time, the coronary artery moving intensely with the heart is detected in a stationary state.
[0022]
This apparatus can also be directly applied to cancer diagnosis using a gold complex photosensitizer.
Since the apparatus of the present embodiment obtains substantially the same X-ray transmission image as that obtained by measurement using monochromatic X-rays, the ability to detect an object is improved. Furthermore, the system can be miniaturized because no special device is used for monochromatic X-rays, and the inspection time can be shortened because only one imaging is required when inspecting with changing energy. is there.
[0023]
In the apparatus according to the present embodiment, the sensitivity characteristic of the X-ray detector depending on the X-ray energy may change. The X-ray generator also has energy characteristics.
In this apparatus, X-ray images with different sensitivities depending on energy are acquired at once as a latent image, and an X-ray image with different energy is extracted from the latent image. In order to express the result, it is preferable to correct the detection result according to the energy characteristics of the detector and the generator.
In the above description, each component is distributed to the X-ray detector 1 and the image processing device 2, but the distribution destination is not limited to the above description, and may be used as an independent component. Needless to say. Further, the respective functions may be integrated and executed by a general-purpose arithmetic processing device such as a personal computer.
[0024]
【The invention's effect】
As described above, by using the X-ray energy analysis imaging apparatus of the present invention, X-ray images of several objects having different X-ray absorption characteristics are extracted from the measurement output obtained by one imaging, and the images are clearly obtained. Can be displayed. The device of the present invention can be used for testing drugs and explosives, and can be effectively used particularly for medical tests such as coronary angiography.
[Brief description of the drawings]
FIG. 1 is a system diagram of an X-ray energy analysis imaging apparatus according to one embodiment of the present invention.
FIG. 2 is a signal processing block diagram in the present embodiment.
FIG. 3 is a graph showing the photon energy dependence of the mass absorption coefficient of a substance.
[Explanation of symbols]
REFERENCE SIGNS LIST 1 X-ray detector 2 Image processing device 3 Display device 4 X-ray generator 5 Subject 11 X-ray detector 12 Preamplifier 13 Amplifier 14 A / D converter 15 Discrimination counter 16 Two-dimensional memory 21 Waveform shaper 22 Three-dimensional memory 23 Energy selector 24 Image synthesizer 25 Image memory
