BRPI0611181A2

BRPI0611181A2 - disposiÇço de raios x para representaÇço de imagens de um objeto de exame e uso da disposiÇço de raios x

Info

Publication number: BRPI0611181A2
Application number: BRPI0611181-5A
Authority: BR
Inventors: Ruediger Lawaczeck
Original assignee: Bayer Schering Pharma Ag
Priority date: 2005-06-06
Filing date: 2006-04-20
Publication date: 2010-08-24
Also published as: CN102512188A; CN101203179A; IL187846A0; CA2610964A1; MX2007015406A; RU2007148223A; DE102005026940A1; EP1890604A1; JP2008541963A; RU2449729C2; WO2006131175A1; KR20080020616A; CN101203179B; AU2006254747A1

Abstract

A presente invenção refere-se a representação de alto contraste de pequenas lesões ou outras áreas de alvo em um tecido no corpo humano, que contém pelo menos um elemento químico contrastante, é descrita uma disposição de raios X, que compreende pelo menos uma fonte de radiação de raios X, que emite radiação de raios X substancialmente policromática, um primeiro detector ou vários primeiros detectores, com o qual são determináveis valores de uma primeira intensidade da radiação de raios X transmitida pelo objeto de exame, um segundo detector ou vários segundos detectores, com o qual são determináveis valores de uma segunda intensidade da radiação de raios X emitida pelo objeto de exame, pelo menos uma unidade de correlação, com a qual são correlacionáveis os primeiros valores de intensidade da radiação de raios X transmitida, elemento de imagem por elemento de imagem, com os segundos valores de intensidade da radiação de raios X emitida, bem como pelo menos uma unidade de saída, para representação do objeto de exame dos sinais de elementos de imagem, que são obteníveis por correlação dos primeiros valores de intensidade com os segundos valores de intensidade. De preferência, as imagens de transmissão e de emissão são registradas simultaneamente. O processo também pode ser combinado com outras imagens radiológicas, por exemplo, da tomografia de Emissões de Pósitrons (PET) ou Tomografia Computadorizada por emissão de fótons únicos (SPECT).

Description

Relatório Descritivo da Patente de Invenção para "DISPOSIÇÃODE RAIOS X PARA REPRESENTAÇÃO DE IMAGENS DE UM OBJETODE EXAME E USO DA DISPOSIÇÃO DE RAIOS X".

DESCRIÇÃO

A presente invenção refere-se a uma disposição de raios X pararepresentação de imagens de um objeto de exame, que contém pelo menosum elemento químico de contraste para raios X, por meio de irradiação deraios X, um uso da disposição de raios X, bem como um processo de con-traste de raios X, que fornece uma imagem, em um objeto de exame, porexemplo, um mamífero, particularmente, um ser humano.

O diagnóstico médico com ajuda de raios X é um campo alta-mente desenvolvido tecnicamente para diagnóstico de doenças, por exem-plo, para identificação precoce, para comprovação radiográfica, para carac-terização e para localização de tumores, doenças vasculares e outras altera-ções patológicas do corpo humano. A técnica é muito eficiente e apresentauma alta disponibilidade.

Para produção de radiação de raios X, estão à disposição tubosde raios X, por exemplo, com anódios rotatórios de W, Mo ou Rh e filtros deAl, Cu, Ti, Mo e Rh. Com filtração apropriada, uma parte da radiação inde-pendente é removida por filtração, de modo que, em casos vantajosos, subs-tancialmente, a radiação característica sai do tubo de raios X.

Como detectores são usados filmes de raios X, filmes acumula-dores ou detectores de camada plana digitais. Em tomógrafos computadori-zados são usadas uma linha detectora ou várias linhas detectoras. Tambémdiversos detectores podem ser ligados em paralelo. Para a transformaçãodireta de radiação de raios X em sinais elétricos, são usados detectores detransistores, que consistem em cádmio-telureto (CT), cádmio-zinco-telureto(CZT), selênio amorfo ou silício amorfo ou cristalino (M.J. Yaffe, J.A. Ro-wlands, "X-Ray Detectors for Digital Radiography", Med. Biol. 42(1) (1997) 1-39).

Um exemplo da estrutura desses detectores está indicado nodocumento US 5,434,417 A. Para possibilitar também uma sensibilidade deenergia do detector, o mesmo é formado de várias camadas. Radiação deraios X com energia diferente penetra em profundidades diferentes nessedetector e produz na respectiva camada, por efeito fotoelétrico, um sinal elé-trico, que pode ser lido diretamente como impulso de corrente, identificávelde acordo com a camada e, desse modo, de acordo com a energia dos fó-tons de raios X.

A tomografia computadorizada (CT) já vem sendo usada há lon-go tempo como processo rotineiro no quotidiano clínico. Com a CT são obti-das imagens de corte pelo corpo, com as quais é obtida uma resolução vo-lumétrica melhor do que com a radiografia de projeção convencional. Embo-ra também a resolução de densidade da CT seja nitidamente mais alta doque a resolução de densidade da técnica de raios X convencional, para aidentificação segura de muitas alterações patológicas são, não obstante,necessários agentes de contraste. Os mesmos aperfeiçoam a qualidade dainformação morfológica. Nesse caso, são representados elo agente de con-traste, por um lado, processos funcionais no corpo (excreção, perfusão,permeabilidade) e, por outro lado, é destacada a morfologia, pela criação decontrastes (diferentes concentrações de agente de contraste em diferentestecidos).

Em muitos casos, a técnica de raios X convencional não pôdeser usada, uma vez que o contraste do tecido a ser examinado não era sufi-ciente. Para esse fim, foram desenvolvidos agentes de contraste pra raios X,que produzem uma alta densidade radiográfica no tecido, no qual eles seconcentram. Tipicamente, são propostos como elementos contrastantes io-do, bromo, elementos dos números ordinais 34, 42, 44-52, 54-60, 62-79, 82e 83, bem como os compostos de quelato dos elementos com os númerosordinais 56-60, 62-79, 82 e 83. Como compostos de iodo podem ser usados,por exemplo, meglumina-Na ou lisina-diatrizoato, iotalamato, ioxitalamato,iopromida, ioexol, iomeprol, iopamidol, ioversol, iobitridol, iopentol, iotrolano,iodixanol e ioxilano (INN) (EP 0 885 616 A1).

Em alguns casos, apensar da admisntiração de agentes de con-traste para raios X, não pôde ser obtido um contraste de tecido suficiente.Para obter um aumento adicional do contraste, foi introduzida a angiografiade subtração (DSA)1 na qual tomadas pré- e pós-contraste são subtraídas(Iogaritmicamente) uma da outra. Um método de subtração para uso namamografia está descrito no documento EP O 885 616 A1: para a mamogra-fia de projeção, é proposto, ali, primeiramente fazer um mamograma de pré-contraste, depois, rapidamente, injetar intravenosa na paciente um agentede contraste para raios X urográfico usual, e cerca de 30 s até 1 m, depoisdo fim da injeção, fazer um mamograma de pós-contraste. Os dados obtidosdas duas imagens são depois correlacionados, de preferência, subtraídosuns dos outros.

Novos desenvolvimentos no setor da CT referem-se ao lado deexcitação, por exemplo, o uso de radiação sincrotrônica na CT (F.A Dilmani-an, "Computed Tomography with Monochromatic X-Rays", Am. J. Physiol.Imaging, 314 (1992) 175-193). Boas imagens radiográficas são obtidas, porexemplo, por meio da "K-edge Subtraction CT" (F.A. Dilmanian, no local in-dicado, página 179), sendo que é aproveitada a forte subida do coeficientede absorção na energia de ligação dos elétrons de K de um átomo. O ele-mento iodo tem uma borda K, a uma energia de 33,17 keV. Infelizmente,esse processo só funciona com ajuda da radiação sincrotrônica, disponívelem grandes anéis acumuladores, tal como, por exemplo, em DESY, poisapenas essa radiação tem a monocromasia e intensidade favoráveis para oprocesso. Tubos de raios X convencionais não fornecem radiação mono-cromática, mas um espectro contínuo. Portanto, não são bem apropriadospara essas medições de diferença.

Uma possibilidade alternativa está descrita no documento DE101 18 792 A1: aqui, para tomada de mamogramas de projeção é propostoum processo, no qual são usadas fontes de radiação de raios X com doisanódios de raios X de materiais diferentes. Para tomada dos mamogramas,primeiramente é administrada à paciente um agente de contraste para raiosX. Depois, é feita uma primeira imagem de projeção, sob uso do primeirodos dois anódios de raios X e, depois, sob uso de um segundo anódio deraios X, uma segunda imagem de projeção. Pela sobreposição de cada ele-mento de imagem individual da primeira imagem com cada elemento de i-magem individual, correspondente, da segunda imagem, é então produzidauma imagem de correlação. A radiação característica dos dois anódios deraios X está ajustada ao espectro de absorção do agente de contraste pararaios X: a energia de emissão do segundo anódio de raios X está situada umpouco acima da energia de absorção do elemento contrastante. Uma des-vantagem desse processo consiste no fato de que tubos de raios X conven-cionais com apenas um anódio de raios X precisam ser trocados por tubosde dois anódios.

Adicionalmente à radiografia de transmissão, também é descritauma radiografia de emissão:

Desse modo, no documento WO 2004/041060 A2 é descrito umdispositivo para a determinação in vivo, não invasiva, de um elemento quí-mico na próstata de uma pessoa, que apresenta uma sonda, um sistema deirradiação, com o quall) elemento químico pode ser excitado para emissãode radiação, um detector de radiação dentro da sonda, com o qual a radia-ção emitida pode ser representada, bem como um sistema de registro desinais, processamento e exibição, com o qual pode ser reproduzida a quan-tidade do elemento químico na próstata em diversos pontos, de acordo coma imagem da radiação emitida. A radiação emitida consiste, substancialmen-te, em radiação fluorescente. No caso do exame da próstata, é determinada,de preferência, a distribuição de Zn no tecido.

Além disso, está descrito no documento DE 36 08 965 A1 umprocesso para determinação da proporção de diversos elementos químicosem uma camada de uma região de exame por meio de radiação gama ou deraios X. Nesse caso, são detectadas separadamente a radiação difusa deCompton e a de Rayleigh. O traçado dos coeficientes de difusão diferenciais,determinados dos valores de medição, é influenciado pelas proporções doselementos químicos diferentes contidos nos elementos de imagem. Domesmo pode, portanto, ser determinada a proporção desses elementos quí-micos. Para esse fim, a região de exame é permeada de uma pluralidade dedireções por um raio primário e a radiação que sai da região de exame, sobdiversos ângulos, é detectada por um dispositivo de detector em diversasposições fora da região de exame, após o que o coeficiente de difusão paradiversas transmissões de impulso é determinado dos valores de mediçãoobtidos, nesse caso, para cada elemento de imagem da camada.

Além disso, foi proposto por Quanwen Yu et al., "Preliminary Ex-periment of Fluorescent X-Ray Computed Tomography to Detect Dual A-gents for Dual Agents for Biological Study " em: J. Synchroton Rad. (2001), 81030-1034, de usar o método de fluorescência de raios X para determinaçãode concentrações muito pequenas de substâncias não radioativas em exa-mes biomédicos. Por meio desse método, podem ser obtidas imagens, comas quais, sob o uso da linha de Ka de fluorescência, podem ser detectados,simultaneamente, em um único exame, agentes múltiplos, para detectar, porexemplo, quantitativamente, o fluxo de sangue no cérebro e a densidade dascélulas cerebrais. No exame apresentado, imagens produzidas por meiodesse método foram comparadas com imagens obtidas por meio de tomo-grafia de transmissão de raios X.

O método de fluorescência de raios X ou de luz difusa de raiosX, descrito nos documentos indicados, tem, no entanto, a desvantagem deque representação de detalhes pequenos em um objeto de exame não épossível facilmente devido a dificuldades na representação. Pelo contrário,só são obtidas representações de resolução grosseira, de modo que deta-lhes menores praticamente não podem ser representados em imagem.

A presente invenção tem, portanto, por base a tarefa de evitar asdesvantagens citadas acima e encontrar, particularmente, disposições e pro-cessos, com os quais podem ser produzidas imagens com elementos quími-cos diferentes, contrastantes. Além disso, as imagens de raios X tambémdevem poder ser feitas de modo simples, cômodo, sem que se formem altoscustos. A técnica deve estar disponível em ampla base. Também lesõesmenores no objeto de exame devem poder ser tornadas visíveis com altaresolução de local a uma dose de radiação a menor possível. Artefatos demovimento devem ser evitados.

Esse problema é solucionado pela disposição de raios X pararepresentação em imagem de um objeto de exame, que contém pelo menosum elemento químico contrastante para raios X, por meio de radiação deraios X de acordo com a reivindicação 1, o uso dessa disposição de raios Xde acordo com a reivindicação 11 e o processo de contraste de raios X for-mador de imagens de acordo com a reivindicação 25. Modalidades preferi-das da invenção estão indicadas nas reivindicações secundárias.

Quando, doravante, na descrição da invenção e nas reivindica-ções forem usados os termos "emissão" e "emitir", então pelos mesmos de-vem ser entendidos, por um lado, fluorescência de raios X, isto é, a emissãode radiação, após uma excitação da matéria irradiada por meio de radiaçãoeletromagnética e, por outro lado, de preferência, dispersão de Rayleigh.Nesse último caso, a radiação é novamente emitida pela matéria irradiada,sem transmissão de impulso, sendo que pela irradiação não ocorre, não en-tanto, nenhuma excitação de elétrons de invólucro em átomos dessa matériapara estados excitados, tal como na fluorescência.

Com a disposição de raios X, é usada para representação deimagens pela radiação de raios X transmitida pelo objeto de exame e emitidapelo mesmo. Para esse fim, a disposição de raios X apresenta de acordocom a invenção:

a. pelo menos uma fonte de radiação de raios X que emite umaradiação de raios X substancialmente policromática,

b. um primeiro detector ou uma primeira unidade de detector (u-nidade constituída de diversos detectores ligados e/ou dispostos paralela-mente), com o qual ou a qual os valores de uma primeira intensidade sãodetermináveis pela radiação de raios X transmitida pelo objeto de exame,

c. um segundo detector ou uma segunda unidade de detector,com o qual ou a qual são determináveis os valores de uma segunda intensi-dade da radiação de raios X emitida pelo objeto de exame,

d. pelo menos uma unidade de correlação, com a qual os primei-ros valores de intensidade da radiação de raios X transmitida são correlacio-náveis, elemento de imagem por elemento de imagem, com os segundosvalores de intensidade da radiação de raios X emitida, bem comoe. pelo menos uma unidade de saída, para representação doobjeto de exame de sinais de elementos de imagem, que são obteníveis porcorrelação dos primeiros valores de intensidade com os segundos valores deintensidade.

A radiação de raios X transmitida e a radiação de raios X emitidapode ser detectada tanto simultaneamente como sucessivamente.

Essa disposição de raios X pode ser usada, vantajosamente,para representação em imagem de um objeto de exame, que, de preferên-cia, contém pelo menos um elemento químico contrastante para raios X. Oelemento químico contrastante para raios X é introduzido, de preferência,por um agente de contraste para raios X no objeto de exame, e, para essefim, é administrado, por exemplo, ao objeto de exame, tal como uma pessoaou um animal.

Os elementos químicos contrastantes, que ocorrem naturalmen-te em um objeto de exame, com número ordinal baixo, apresentam apenasum pequeno rendimento de fluorescência de raios X, de modo que a forma-ção de imagem não parece viável sob uso desses elementos. Além disso, aenergia dos fótons de fluorescência de raios X é pequena, nesse caso, demodo que também seu alcance no tecido corporal é pequeno. Particularmen-te a partir do elemento iodo (Z=53), com as linhas de emissão 4,58 χ 10'15 Je 5,17 χ 10"15 J (28,6 e 32,3 KeV), estão à disposição linhas de fluorescên-cia, que deixam o objeto de exame em medida suficiente e, desse modo,podem ser registradas por um detector disposto fora do objeto de exame. Nocaso de um número ordinal baixo do elemento químico, deve ser escolhidauma disposição do segundo detector, sendo que o mesmo é disposto o maispróximo possível da região a ser examinada (ROI: Region of Interest).

A disposição de raios X é usado para realização do processo decontraste para raios X de acordo com a invenção. O processo apresenta asseguintes etapas de processo:

a. de preferência, administração de pelo menos um elementoquímico contrastante para raios X,

b. irradiação do objeto de exame com radiação de raios X subs-tancialmente policromática,

c. determinação de valores de uma primeira intensidade da radi-ação de raios X transmitida pelo objeto de exame,

d. determinação de valores de uma segunda intensidade da ra-diação de raios X emitida pelo objeto de exame,

e. correlação dos primeiros valores de intensidade da radiaçãode raios X transmitida, elemento de imagem por elemento de imagem, comos segundos valores de intensidade da radiação de raios X emitida,

f. representação do objeto de exame dos sinais de elementos deimagem, obtidos por correlação dos primeiros valores de intensidade com ossegundos valores de intensidade.

Contrariamente aos processos conhecidos, nos quais só é reali-zada a tomografia de transmissão de raios X (TXCT) ou só é detectada afluorescência de raios X (FXCT), nesse caso, a transmissão e a emissão sãomedidas simultaneamente ou sucessivamente e essas duas técnicas sãocombinadas uma à outra de acordo com a presente invenção, sendo que,nesse caso, imagens obtidas, em cada caso, são sobrepostas por um pro-cesso de correlação apropriado. Com esse modo de proceder, são usadasas respectivas vantagens das duas técnicas:

Embora a tomografia de transmissão de raios X ofereça a vanta-gem de uma resolução temporal e local alta, obtenível, de modo que, emprincípio, também as menores lesões ou outros detalhes podem ser analisa-dos em um corpo humano examinado. Mas, o contraste obtido freqüente-mente não é suficiente para tornar esses detalhes também visíveis. Isso va-le, particularmente, para exames de lesões no tecido mole. Além disso, e-xames de determinadas regiões do corpo com o processo de TXCT tambémsão prejudicados pela estrutura óssea.

Por outro lado, a tomografia de fluorescência de raios X oferecea vantagem de uma representação extraordinariamente rica em contraste,uma vez que, exclusivamente, determinados elementos químicos emitemradiação eletromagnética, a uma excitação apropriada desses elementos, demodo que esses elementos, que se encontram na região de exame (ROÍ),são apropriados como sondas de medição extremamente sensíveis. Mas1 ométodo de FXCT sofre a desvantagem de uma resolução volumétrica pe-quena, de modo que lesões menores não podem mais ser representadas.

Só pela correlação dos valores de intensidade da radiação deraios X transmitida, elemento de imagem por elemento de imagem, com osvalores de intensidade da radiação de raios X emitida, e representação doobjeto de exame de sinais de elementos de imagem, que foram obtidos poressa correlação, pode ser produzida uma imagem rica em contraste e deta-lhada da região de exame (ROÍ). No entanto, a parte de imagem que forma ocontraste apresenta uma resolução pequena. Mas, pela correlação dos res-pectivos valores uns com os outros essa deficiência é substancialmente re-solvida, uma vez que a informação detalhada necessária origina-se dos valo-res de intensidade da radiação medida por meio de TXCT.

A invenção é para uso, particularmente em exames no ser hu-mano. A invenção é apropriada para produção de radiografias, para repre-sentação de exigências volumétricas, vasos e perfusões, por exemplo, pararepresentação da passagem de esfôfago-estômago-intestino, para bronco-grafia, colegrafia, angiografia e angiografia cardíaca, para angiografia cere-bral e para medições de perfusão, para mamografia, bem como para Iinfo-grafia. O ponto mais importante da técnica de aplicação da invenção situa-sena tomografia computadorizada (MS-CT^CT) e suas modalidades de fusão(PET-CT) (Tomografia de Emissões de Pósitrons), SPECT (TomografiaComputadorizada por emissão de fótons únicos "Single-Photon-Emissions"),sonografia e com outros métodos da formação de imagens óptica). Em prin-cípio, a invenção também pode ser usada para materiais não vivos, por e-xemplo, na área do teste de materiais.

Para realização de um exame, a radiação transmitida é registra-da por meio do primeiro detector, que se encontra no curso dos raios enfra-quecido pelo objeto de exame do tubo de raios X. A radiação emitida é me-dida por meio do segundo detector, que está disposto fora desse curso deraios, de preferência, em um ângulo de cerca de 90° ao curso de raios. Mas,esse segundo detector, em princípio, também pode ser disposto em qual-quer outra posição angular ao raio de raios Z, por exemplo, 45° ou 135° aoraio que sai da fonte de radiação de raios X, mas sem que ele seja abrangi-do pelo raio que atravessa o objeto de exame. Se o tubo de raios X se en-contra na posição de 12 horas, então tomógrafos computadorizados usuaisestão equipados com uma série de detectores na posição de 6 horas, opos-ta. De preferência, o segundo detector pode estar disposto na posição de 3horas e/ou na posição de 9 horas. Por meio desse segundo detector, podeser registrada tanto a fluorescência de raios X como também a difusão deraios X (difusão de Rayleigh, difusão de Compton).

Para a detecção de imagem seletiva com o segundo detector,sob uso da radiação de raios X emitidos, a radiação de raios X emitida podeser medida, em resolução no que se refere à sua energia. É particularmentevantajoso que, na existência de um elemento químico emissor, predetermi-nado, no objeto de exame, a radiação de raios X detectada pelo segundodetector, que se origina do elemento contrastante, pode ser distinguida deoutra radiação de raios X emissora, por exemplo, da radiação difusa (radia-ção de Compton, Rayleigh) e radiação de fluorescência, originada de outroselementos químicos. Desse modo, é possibilitado tornar visíveis, de modomuito seletivo, determinadas regiões (ROÍ), sob uso, por exemplo, do enri-quecimento de elementos químicos contrastantes em determinados órgãosde um corpo humano, de modo que se forma um contraste particularmentegrande do tecido tornado visível em relação ao tecido circundante. Tambéma estrutura provocada pela estrutura óssea em uma representação de ima-gem, nesse caso, recua em relação à representação do tecido, de modo quea estrutura praticamente não prejudica a representação da imagem.

Para detecção e caracterização da radiação de emissão, é usa-do, de preferência, um detector dispersor de energia. Mas, também é possí-vel usar detectores mais simples para esse fim e garantir a caracterizaçãoda emissão por módulos ópticos de raios X (combinação de filtros, mono-crô matos).

Esse princípio pode, além disso, ser usado do mesmo modo namedição dos valores de intensidade da radiação de raios X transmissoracom o primeiro detector. Também nesse caso, é obtida uma representaçãoseletiva das regiões no objeto de exame (ROÍ), nos quais os elementos quí-micos contrastantes se enriquecem.

Portanto, com a invenção também podem ser representados,com alto contraste, tecidos de partes moles, por exemplo, no ser humano.Por ajuste da energia ou do intervalo de energia da radiação de raios Xtransmitida ou emitida, detectada pelos detectores, ao tipo do elemento quí-mico contrastante, pode ser obtido um aumento de contraste eficiente emrelação a processos convencionais.

Para produção da radiação de raios X pode ser usado um tubode raios X normal, obtenível comercialmente, com um espectro contínuo, porexemplo, um tubo com um anódio de Mo, W ou Rh. Dependendo do tipo doelemento químico contrastante, contido no objeto de exame, é aplicada umavoltagem, que possibilita a emissão da radiação contínua, no âmbito de até,por exemplo, acima de 1,60x10'14 J (100 keV).

Em princípio, a fonte de radiação de raios X pode ser operadaem filtração da radiação emitida, de modo que radiação policromática emtodo o âmbito espectral incide sobre o objeto de exame. Mas, para reduçãoda carga de radiação do objeto de exame, também é possível filtrar essaradiação de raios X do espectro da fonte de radiação de raios X policromáti-ca, cuja energia não é necessária ou não é vantajosa para a detecção. Paraesse fim, é usado, por exemplo, um filtro de Al ou um filtro de Cu, que filtraenergia no âmbito de < 3,20x10-15 J (20 keV) (radiação fraca). Como espec-tro contínuo deve ser entendida, desse modo, uma emissãod e raios X emum âmbito de > 0 J (0 keV), de preferência, > 2,4x10'15 J (15 keV), de modoparticularmente preferido, > 2,72x10"15 J (17 keV) e, de modo especialmentepreferido, >3,20x10-15 J (20 keV), até, por exemplo, >1,60x10"14 J (100 keV),sendo que nenhum âmbito espectral dentro desses limites é destacado ouexcluído em relação aos outros. O limite superior do espectro de emissão édeterminado pela voltagem aplicada ao anódio de raios X. O âmbito de baixaenergia da radiação é, de preferência, removido por filtração, para eliminarradiação em dose relevante para o corpo humano.Normalmente, o objeto de exame é examinado com radiação deraios X policromática, com um detector apropriado. Opcionalmente, tambémpode ser usado um detector dispersor de energia, para determinar a energiados fótons incidentes.

Como detectores dispersores de energia e unidades de detectorestão à disposição, em princípio, duas modalidades:

a. Detectores dispersores de energia, de acordo com a espéciedos detectores de Cd(Zn)Te, tais como descritos na introdução da descrição.Com essa série de detectores podem ser medidos espectros de raios X daradiação de raios X emitida, elemento de imagem por elemento de imagem.

b. São usados detectores de raios X simples. Antes do detectoré disposto um discriminador, que no caso mais simples consiste em umacombinação de filtros apropriada. Mas, para seleção de energia, tambémpodem ser usados monocrômatos, que estão ajustados, por exemplo, para afluorescência de raios X do agente de contraste adminsitrado.

c. Mas, tecnicamente também é perfeitamente possível adaptaro detector diretamente ao agente de contraste. Desse modo, podem ser u-sados detectores de Gd(Zn)Te ou Dy(Zn)Te.

Em todos os casos, o detector é posicionado, tanto quanto pos-sível, de tal modo que seja medido um mínimo da difusão de Compton.

Para determinação dos valores da intensidade, bem como daenergia da radiação de raios X emitida pelo objeto de exame, os fótons de-tectados são divididos em pelo menos dois âmbitos de energia diferentes,que contêm, por exemplo, as linhas de emissão de Kae Kp. Para aumento daespecificidade para os elementos, pode ser realizada, opcionalmente, umacorreção de Compton. Mas, tal como mostram os exemplos abaixo, isso nemsempre é necessário.

Abstraindo-se um contraste de raios X nativo, então pode seradminsitrado ao objeto de exame, por exemplo, um ser humano, um agentede contraste para raios X, para realização do processo de acordo com a in-venção. O agente de contraste para raios X pode ser adminsitrado, por e-xemplo, por via enteral ou parenteral, particularmente, por injeção intraveno-sa e intramamária, ou subcutânea ou infusão. Subseqüentemente, é feita aradiografia. São aprorpiados os agentes de contraste, que no âmbito espec-tral selecionado apresentam, em si, altos coeficientes de enfraquecimento.Agentes de contraste, cujo elemento absorvedor tem a borda K do espectrode absorção no âmbito espectral selecionado, também são particularmentepreferidos. Esses agentes de contraste para raios X contêm elementos quí-micos contrastantes, com um número ordinal de 35 ou maior que 35 - trata-se, nesse caso, por exemplo, de agentes de contraste que contêm bromo -com um número ordinal de 47 ou maior que 47 - trata-se, nesse caso, porexemplo, de agentes de contraste que contêm iodo - com um número ordinalde 57 ou maior que 57 - trata-se, nesse caso, por exemplo, de agentes decontraste que contêm lantanida, particularmente, um agente de contrasteque contém gadolínio - ou com um número ordinal de 83 - nesse caso, trata-se de um agente de contraste que contém bismuto-. Portanto, são apropria-dos agentes de contraste para raios X, que contêm elementos químicos comum número ordinal de 35 (bromo) a 83 (bismuto). São particularmente apro-priados agentes de contraste com elementos químicos contrastantes, comum número ordinal de 53 (iodo) - 83 (bismuto). Também são apropriadosagentes de contraste para raios X, que contêm elementos químicos com umnúmero ordinal de 57 ou maior que 57 (lantanida) - 83 (bismuto) e, de modoparticularmente preferido, agentes com elementos químicos com um númeroordinal de 57-70 (lantanida: La, Ce, Pr, Nd, Pm, Sm, Eu, Gd, Tb, Dy, Ho, Er,Tm, Yb).

Agentes de contraste para raios X que contêm iodo são, por e-xemplo, compostos que contêm arômatos de triiodo, tais como, por exemplo,amidotrizoato, ioexol, iopamidol, ácido iopânico, ácido iopodínico, iopromida,ácido ioprônico, iopidona, ácido iotalmínico, iopentol, ioversol, ioxaglato, io-trolano, iodixanol, ácido iotrixínico, ácido ioxaglínico e ácido ioxitalmínico eiosimenol (INN). Nomes comerciais para agentes de contraste para raios Xque contêm iodo são Urografin® (Schering), Gastrografin® (Schering)1 Bilis-copin® (Chering), Ultravist® (Schering) e Isovist® (Schering).

Também são aprorpiados como agentes de contraste para raiosX complexos metálicos, por exemplo, Gd-DTPA (Magnevist® (Schering), Gd-DOTA (gadoterato, dotarem), Gd-HP-D03A (gadoteridol Prohance® (Brac-co)), Gd-EOB-DTPA (gadoxetato, primavist), Gd-BOPTA (Gadobenato, Mul-tiHance), Gd-DTPA-BMA (Gadodiamida, Omniscan® (Amersham Health)),Dy-DTPA-BMA, gd-DTPA-polilisina, Gd-DTPA-polímeros de cascata e simi-lares, sendo que DTPA = dietilentriamin-ácido pentaacético, DOTA =1,4,7,10-tetraazaciclododecano, HP-D03A = 10-(hidroxipropil)-1,4,7,10-tetraazaciclododecano-1,47-ácido triacético), EOB-DTPA = 3,6,9-triaza-3,6,9-tris(carboximetil)-4-(4-etoxibenzil)-ácido undecanodicarboxílico, BOP-TA = (4-carbóxi-5,8,11-tris(carboximetil)-1-fenil-2-oxa-5,8,11-triazatridecan-13-óico, ácido bênico), DTPA-BMA = dietilentriaminpentaacetato-bis(metilamida), DTPA-polilisina = dietilentriaminpentacetato-polilisina, DTPA= polímeros de cascata.

Os agentes de contraste para raios X podem ser aplicados porvia enteral e parenteral. De preferência, na aplicação parenteral é escolhidaa aplicação intravenosa (i.v.). Dosagens preferidas nos agentes de contrastenão iônicos, que contêm iodo, são doses de até 0,75 g l/kg de peso corporal.Isso corresponde a cerca de 6 mmols l/kg de peso corporal. Essa dose pode,ainda, ser de preferência, aumentada para 1,5 g l/kg de peso corporal (cor-respondente a uma de 12 mmols l/kg do peso corporal) e em váriasa situa-ções até 2 (correspondente a cerca de 16 I) ou 5 g l/kg de peso corporal(correspondente a cerca de 39 mmols l/kg de peso corporal). Nos complexosde lantanida, a dose preferida situa-se em 0,1 mmol/kg de peso corporal.Também são apropriadas e ainda preferidas, também, doses de até 0,3mmol/kg de peso corporal ou até 1 mmol/kg de peso corporal.

As linhas de emissão de gadolínio situam-se em 6,89x10"15 J e7,80x10'15 J (43,0 e 48,7 keV), isto é, bem acima das linhas de emissão deiodo, que se situam em 4,58 χ 10'15 J e 5,17 χ 10"15 J (28,6 e 32,3 KeV). Oscomplexos metálicos podem conter, em vez dos átomos de gadolínio, porexemplo, também todas as outras lantanidas, tais como lantano, disprósio ouitérbio.

Detectores digitais já vêm sendo oferecidos há algum tempo pordiversos fabricantes (por exemplo: The BBI Newsletter, fevereiro 1999, pági-na 34; H.G. Chotas, J.T. Dobbins, C.E. Ravin1 "Principies of Digital Radio-graphy with Large-Area, Electronically Readable Detectors: A Review of theBasics", fíadiol., 210 (1999) 595-599). Freqüentemente, os mesmos consi-tem em silício amorfo ou outros materiais semicondutores. Na disposição deraios X de acordo com a invenção são apropriados os seguintes detectores:detectores com placas de fósforo (por exemplo, de Fuji Chemical Industries,Konica), com silício amorfo (por exemplo, de GE Medicai, Philips Medicai,Siemens Medicai), com selênio, por exemplo, de Philips Medicai, Toshiba),com hipossulfito de gadolínio (por exemplo, de Kodak), com telureto decádmio (CT) ou semicondutores de cádmio-zinco-telureto (CZT), com oxoor-tossilicato de ítrio, com oxiortossilicato de lutécio, com iodeto de sódio ougermanato de bismuto. Resultados particularmente bons são obtidos com oschamados detectores de C(Z)T, isto é, detectores que consistem em um se-micondutor de cádmio-(zinco)-telureto-(C(Z)T).

A estrutura de um detector dispersor de energia, que é formadode um semicondutor, está descrita em US 5,434,417 A. Nesse caso, estãoprevistas tiras de semicondutores segmentadas, que a partir do lado frontalsão irradiadas com radiação de raios X. A radiação penetra no material desemicondutor, até entrar em interação com o material semicondutor. A pro-fundidade de penetração depende da energia dos fótons de raios X. A umaenergia maior dos fótons de raios X, a radiação penetra mais profundamen-te, até entrar em interação com o material do detector e, por um efeito fotoe-létrico, produzir um impulso de corrente, do que a uma energia menor dosfótons de raios X. Os impulsos de corrente podem ser derivados nos seg-mentos individuais do detector por meio de contatos elétricos inseridos. Osimpulsos de corrente são processados com um pré-amplificador.

Por um lado, o detector pode estar formado na forma de um de-tector de camada plana. Nessa modalidade todos os elementos de imagemsão detectados simultaneamente e retransmitidos para avaliação à unidadede correlação. O detector consiste, nesse caso, em uma disposição plana desensores de detector individuais, de preferência, em uma matriz, que apre-senta linhas e colunas desse tipo de sensores.

Além disso, também pode estar prevista uma unidade de detec-tar, que serve para determinação da radiação de raios X emitida e, opcio-nalmente, para registro de uma imagem de emissão e, para esse fim, estáformada com um módulo óptico de raios X, para seleção de energia.

Em vez do detectar de camada plana, também podem ser usa-dos detectores de linhas ou uma matriz de detectores apropriados para re-gistro de um único elemento de imagem. No caso desses últimos detectores,a radiação de raios X é alimentada do objeto de exame, simultaneamente,através de condutores de ondas luminosas de raios X. Uma pluralidade des-ses condutores de ondas luminosas é combinada para um detectar plano.

Além disso, o detectar pode estar formado para registro de umúnico elemento de imagem a ser deslocável para registro de todos os ele-mentos de imagem. Nessa modalidade, o detectar só consegue detectar in-tensidades dependentes de energia em um único elemento de imagem. Asintensidades dos elementos de imagem individuais são detectadas sucessi-vamente, por exemplo, em linhas, e retransmitidas para processamento adi-cional à unidade de correlação.

Além disso, o detectar também pode apresentar uma disposiçãode sensores de detectores, formados para registro de, em cada caso, umelemento de imagem a serem deslocáveis para registro de todos os elemen-tos de imagem. Como disposição de sensores de detectores é entendida, deacordo com a presente invenção, tanto uma linha de sensores de detectores,como também uma outra disposição, por exemplo, uma disposição do tipomatriz, de sensores de detectores. Nessa modalidade, o detectar detecta osvalores de intensidade nos elementos de imagem individuais, em linhas ou,opcionalmente, também em blocos. Para registro de todos os valores de in-tensidade, o detectar é deslocado durante a medição, de preferência, per-pendicularmente a um eixo principal da disposição. Os valores de intensida-de determinados durante a medição são transmitidos à unidade de correlação.

Para representação de imagem, por exemplo, da distribuição deelementos químicos contrastantes no objeto de exame, é vantajoso detectaras intensidades de radiação emitidas pelos respectivos elementos volumétri-cos, com peso, em cada caso, igual. Além disso, para esse fim, também évantajoso solicitar os respectivos elementos volumétricos com intensidadede radiação, em cada caso, igual da fonte de radiação de raios X. Na prática,porém, essas premissas mostram-se como sendo dadas apenas aproxima-damente, uma vez que, por um lado, a radiação de raios X irradiada, depen-dendo do caminho percorrido pela radiação no objeto de exame, é enfraque-cida em medida diferente por absorção, e, por outro lado, a radiação emitidapelos elementos volumétricos no objeto de exame, dependendo do caminhopercorrido ainda no objeto de exame para o detector é enfraquecida, emmedida diferente pela absorção de energia própria.

Esse problema ocorre em todos os métodos espectroscópicosde emissão. Para solucionar o problema, os segundos valores de intensida-de são corrigidos primeiramente, sob consideração da absorção de radiaçãode raios X irradiada e/ou a absorção própria da radiação de raios X emitidano objeto de exame e os primeiros e os segundos valores de intensidade sósão correlacionados um ao outro, elemento de imagem por elemento de i-magem, depois dessa correção. Uma correção desse tipo pode ser realizadapor meio de processos numéricos, levando-se em consideração a geometriado objeto de exame e uma densidade de raios X, pelo menos aproximada-mente dependente de local. Para determinação da densidade de raios X de-pendente de local, podem ser usadas as imagens produzidas dos primeirosvalores de intensidade. Para determinação da absorção dependente de locale da absorção própria, em uma primeira aproximação pode ser usada comobase a densidade de raios X dependente de local, obtida dessa medição,uma vez que os coeficientes de absorção para a radiação de raios X irradia-da são semelhantes aos da radiação emitida.

Devido à absorção própria da radiação emitida, pode ser vanta-joso, ainda, mover a posição e a posição angular do segundo detector emrelação à região de exame (ROI) durante a medição, por exemplo, sobre umtrajeto de segmento de círculo, para compensar não homogeneidades estru-turais no objeto de exame, que, dependendo do ângulo e local de observa-ção, têm absorção diferente. As representações de imagem, nesse caso,seriam obtidas por média, depois da correção da absorção própria.

O sinal originado do pré-amplificador é depois guiado para a pe-lo menos uma unidade de correlação, com a qual a intensidade da radiaçãode raios X transmitida de um elemento de imagem do objeto de exame écorrelacionada com a imagem da radiação de raios X emitida (difusão deraios X e fluorescência de raios X) do mesmo elemento de imagem. A uni-dade de correlação pode ser uma instalação de processamento de dadosprogramada de modo correspondente.

Para correlação dos valores de intensidade dos fótons de ambasas modalidades (imagem de transmissão e imagem de exibição) estas sãocorrelacionadas entre si ponto a ponto preferivelmente subtraídas uma daoutra ou divididas uma pela outra. Para isto, podem ser utilizados, em umcaso, um comparador, e no outro caso, um elemento de divisão para pontode imagem, para correlação realizada para ponto de imagem. Evidentemen-te, podem ser realizadas outras operações matemáticas para correlação dosvalores de intensidade do Raio X transmitico e emitido de um ponto de ima-gem.

Para processamento dos valores de intensidade medidos de umelemento de imagem, estão previstos, de preferência, os seguintes dispositi-vos, que podem estar realizados em uma instalação de processamento dedados, a saber:

d1. uma primeira unidade de memória, com a qual os primeirosvalores de intensidade da radiação de raios X transmitida são armazenáveis,elemento de imagem por elemento de imagem,

d2. uma segunda unidade de memória, com a qual são armaze-náveis, elemento de imagem por elemento de imagem, os segundos valoresde intensidade da radiação de raios X emitida (por exemplo, com os elemen-tos I, Gd, Yb),

d3. uma unidade calculadora, que executa uma correlação apro-priada dos dois conjuntos de dados de imagem gerados e com a mesmagera e calcula um conjunto de dados de imagem das informações do conjun-to de dados de transmissão e dos dados da emissão de raios X, de prefe-rência, fluorescência de raios X.

Desse modo, é possível correlacionar os valores de intensidadede todos os elementos de imagem em transmissão e emissão uns aos ou-tros, sendo que a imagem de emissão é ajustada através das linhas de e-missão características ao agente de contraste usado. Se for usada uma mis-tura de agentes de contraste para raios X (por exemplo, Ultravist® e Gado-vist®) ou se forem usadas substâncias contendo tanto iodo como tambémuma Iantanida (tal como Gd ou Dy), então as linhas de emissão, em cadacaso, características podem ser usadas para produzir a imagem de emissão,sendo que os conjuntos de dados medidos, subseqüentemente, são correla-cionados uns aos outros em termos de elementos de imagem e usados pararepresentação de imagem ou sendo que, alternativamente, os respectivosvalores de intensidade são correlacionados uns aos outros, elemento de i-magem por elemento de imagem, e os dados obtidos são usados, subse-qüentemente, para representação de imagem. Para esse fim, os dados obti-dos são transmitidos em termos de elementos de imagem a uma unidade desaída, que contém, por exemplo, um monitor (exibição por CRT ou LCD) ouum plotter [impressora para gráficos].

Para explicação mais detalhada da invenção, servem as figurase exemplos abaixo. Para fornecer uma impressão direta do modo de funcio-namento da invenção, em todos os casos, deixou-se de corrigir os espectrosde raios X medidos de acordo com a absorção do raio de excitação e da ab-sorção própria. Mostram, no pormenor:

Figura 1: uma representação de uma disposição de teste em umtomógrafo computadorizado;

Figura 2: uma representação esquemática da disposição paraobtenção de imagens ou da estrutura de teste;

Figura 3: uma representação da disposição de teste, para gera-ção das primeiras medições do simulador;

Figura 4: espectros de emissão do simulador da figura 3, enchi-do com água (Figura 4a), Ultravist® (figura 4b), Gadovist® (Figura 4c);

Figura 5: espectros de emissão do simulador da figura 3, enchi-do com água (Figura 5a), Ultravist® (figura 5b), Gadovist® (Figura 5c), sen-do que, em cada caso, estava disposto um disco de PMMA com 5 cm deespessura entre detector e simulador;

Figura 6 intensidade da emissão na dependência da posi-ção/deslocamento do simulador da figura 3, em bandas de energia selecio-nadas (correspodnentes às linhas Ka e Kp (iodo: figura 6a., gadolínio: figura6b, mistura de iodo e gadolínio: figura 6c);

Figura 7: imagens de corte de CT (imagens de transmissão) dosimulador enchido com Gd, uma mistura de iodo/Gd, iodo, ar e água.

Na figura 1 é mostrada uma representação fotográfica de umdispositivo de teste em um tomógrafo computadorizado com uma bola deborracha 1, que está fixada em um suporte 2. A bola de borracha está dis-posta no centro do tomógrafo computadorizado. Em diversos testes, a bolade borracha foi enchida com ar, água, bem como diferentes soluções de a-gente de contraste. A bola encontrava-se entre o tubo de CT (acima da bolade borracha; não representado) e um detector de linhas (abaixo da mesavisível abaixo da bola de borracha; não visível).

Em um ângulo de 90° à linha de ligação entre o tubo de CT, abola de borracha e o detector, foi posicionada uma câmara de medição 3,para detecção da fluorescência de raios X. Com essa estrutura de teste, umtecido, tumor ou similar, enchido com agente de contraste, foi simulado co-mo objeto de exame, que é examinado no tomógrafo computadorizado. Paraesse fim, o objeto foi examinado em camadas por scanner e, nesse caso, osespectros de difusão foram medidos.

A estrutura de teste usada para esse teste é mostrada em deta-lhe na figura 2. O desenho esquemático ali representado mostra a bola 1,que se encontrava como simulador no isocentro do Gantry 4. O tubo de CT 5estava disposto na posição de 12 horas e ali estava fixado. A câmara demedição 3, constituída de um detector 6 e um tubo de chumbo 7, estava diri-gido ao simulador (bola) em um ângulo de 90° ao raio cônico de raios X, quesaía do tubo de CT (na direção z; veja seta).

Para detecção da radiação de raios X foi usado um detector deCZT 6, com um cristal de cádmio-zinco-telureto com um tamanho de 3 mm χ3 mm χ 2 mm, e diafragmas perfurados de 100/400 μιη (Amptek Inc., USA).

Os dados registrados pelo detector de fluorescência foram retransmitidospelo detector, através de um amplificador 8, a um analisador de canais múl-tiplos e, subseqüentemente, conduzidos a uma tabela de gráficos Excel®(Microsoft), que foram armazenados em um PC 10. As intensidades de sinalSl = SI(E) estavam, desse modo, à disposição em forma digital como funçãoda energia E.

Na figura 3 é mostrada uma representação esquemática do dis-positivo de teste para geração das primeiras medições do simulador. Umaparte da câmara de medição para medição da fluorescência 3 é visível à es-querda na representação, enquanto a bola 1 é mostrada no centro da repre-sentação. Os planos de corte individuais, estendidos verticalmente na figura3, dos quais a fluorescência chega à câmara de medição, foram produzidospor um rádio em leque de raios X que incide de cima. As linhas tracejadasmarcam as respectivas posições do tubo de CT acima do detalhe da ima-gem. A escala horizontal indica o deslocamento do raio em leque e, dessemodo, mostra o plano de corte, em cada caso, solicitado (camada excitada).

Uma "medição zero" foi realizada a +45 mm e, desse modo, forado raio de excitação.

Depois de cada registro de um espectro, toda a estrutura de me-dição foi deslocada mais adiante na Gantry (na direção z) e o novo espectrofoi registrado. Desse modo, resultaram diversos espectros em camadas, nadependência da respectiva posição da bola no raio ou de acordo com a ge-ometria da bola.

Com essa estrutura de medição pôde ser medida, portanto, afluorescência de raios X, na dependência da topografia do simulador, sendoque em ζ = -60 mm foi irradiada a camada mais próxima do detector e em ζ= 0, a camada mais afastada do detector (em ζ = -60 mm, a absorção pró-pria da emissão é, portanto, mínima e em ζ = 0, máxima; devido à geometriaesférica, também se torna perceptível um efeito de absorção na irradiação aconcentrações de agente de contraste mais altas).

Exemplo 1:

Em uma primeira medição, a bola foi enchida com água e medi-da a 80 kV, 50 mA para cada 80 s por posição da bola no raio de acordocom a figura 3 (parâmetro: detector: XR-100.CZT (diafragma perfurado 0,1mm), distância de bola-detector: 18,0 cm, distância de bola-tubo de CT: 32,0 cm).

Na figura 4a estão representados os espectros de difusão daágua no simulador para as diversas posições.

Em uma segunda medição, a bola foi enchida com uma soluçãode 50 mmols/l de iodo em água (Ultravist®) e medida a 80 kV, 50 mA por 80s por cada posição (parâmetros: detector: XR-100.CZT (diafragma perfurado0,1 mm).

Os espectros de emissão obtidos nas diversas posições estãoreproduzidos na figura 4b. As linhas de Ka e Κβ de iodo (4,58 χ 10"15 J e 5,17χ 10"15 J (28,6 e 32,3 KeV)) são nitidamente visíveis. Do gráfico fica clarauma dependência da intensidade da fluorescência de raios X medida da ge-ometria do simulador. Quando maior era a camada irradiada do simulador,tanto mais alta era a intensidade medida.

Em uma terceira medição, a bola foi enchida com uma soluçãode 50 mmols/l de gadolínio em água (Gadovist®) e medida a 80 kV, 50 mApor 80 s por cada posição (parâmetros: detector: XR-100.CZT (diafragmaperfurado 0,1 mm).

Os espectros de emissão obtidos nas diversas posições estãoreproduzidos na figura 4c. As linhas de Ka e Kp de gadolínio (6,89x10"15 J e7,80x10"15 J (43,0 e 48,7 keV)) são nitidamente visíveis. Mostrou-se que aintensidade da radiação de emissão medida, particularmente, no âmbito daslinhas de K, depende da geometria da bola no campo de radiação.

Exemplo 2:

Nas medições individuais desse teste, um disco de PMMA comespessura de 5 cm foi posicionada, em cada caso, como filtro entre detectore simulador, para simular a absorção própria da radiação de fluorescênciados raios X por tecido circundante.

Na figura 5a, estão representados os espectros de difusão daágua no simulador para as diversas posições.

Os espectros de emissão obtidos nas diversas posições estãoreproduzidos na figura 5b. Pelo disco de PMMA inserido, a intensidade daradiação de fluorescência diminuiu. Foi verificado que a intensidade ficoutanto menor quanto maior era a espessura do disco. Mas, mesmo na maiorespessura da bola (no centro), ainda linhas K ainda eram mensuráveis.

Os espectros de emissão obtidos nas diversas posições estãoreproduzidos na figura 5c. Também aqui a radiação de fluorescência diminu-iu pelo disco de PMMA inserido. Como as linhas de Ka e Kp de gadolínio sesituam em 6,89x10"15 ou 7,80x10"15 (43,0 ou 48,7 keV), na existência do dis-co de PMMA com espessura de 5 cm foi detectável uma radiação de fluo-rescência nitidamente mais intensa do que no caso da emissão de iodo, talcomo acima. Portanto, também nesse caso, mesmo na maior camada dabola (no centro) as linhas de K ainda eram mensuráveis.

Exemplo 3:

Em um outro teste, foram determinados e registrados os valoresde intensidade da fluorescência na dependência do posicionamento da bolaem relação ao raio X.

Em uma primeira medição, a bola foi enchida com uma soluçãode 50 mmols/l de iodo em água (Ultravist®) e medida a 80 kV, 50 mA por 80s por cada posição.Na figura 6a está inscrita a intensidade da radiação de fluores-cência, na dependência da posição/deslocamento do simulador em bandasde energia selecionadas, de acordo com a linha Ka de iodo em 4158x10"15 J(28,6 keV) e da linha Kp de iodo em 5,17x10"15 J (32,3 keV). O perfil da in-tensidade de emissão, causado pela forma da bola, é visível dessa figura.

Em uma segunda medição, a bola foi enchida com uma soluçãode 50 mmols/l de gadolínio em água (Gadovist®) e medida a 80 kV, 50 mApor 80 s por cada posição.

Na figura 6b está inscrita a intensidade da radiação de fluores-cência, na dependência da posição/deslocamento do simulador em bandasde energia selecionadas, de acordo com a linha Ka de gadolínio em 6,89x10"15 J (43,0 keV) e da linha Kp de gadolínio em 7,80x10'15 J (48,7 keV). O perfilda intensidade de emissão, causado pela forma da bola, também é visíveldessa figura.

Em uma terceira medição, a bola foi enchida com uma soluçãode 25 mmols/l de iodo (Ultravist®) e 25 mmols/l de gadolínio em água (Ga-dovist®) e medida a 80 kV, 50 mA por 80 s por cada posição.

Na figura 6c está inscrita a intensidade da radiação de fluores-cência, na dependência da posição/deslocamento do simulador em bandasde energia selecionadas, de acordo com a linha Ka de iodo em 28,7 keV, dalinha de Kp de iodo em 5,17x10"15 J (32,3 keV), da linha Ka de gadolínio em6,89x10"15 J (43,0 keV) e da linha Kp de gadolínio em 7,80x10"15 J (48,7keV). Tal como pode ser visto da figura 6c, na inscrição direta da intensidadede sinal como função da posição, o perfil da bola só é reproduzido de modoinsuficiente. Isso deve ser atribuído à absorção no lado da excitação e à ab-sorção própria no lado da emissão, que adulteram a imagem. Concentraçõesde agente de contraste menores e correções da absorção do raio primário eda absorção própria da fluorescência de raios X levaram a uma representa-ção em imagem da bola em uma dimensão.

Exemplo 4:

A figura 7 mostra as imagens de corte de CT registradas para osexemplos precedentes da fluorescência de raios X. Da esquerda acima paraa direita abaixo é visível a bola enchida com gadolínio, com a mistura de ga-dolínio e iodo, com água pura e e com ar. A bola enchida com ar apresenta oenfraquecimento dos raios X nitidamente menor, seguida da bola enchidacom água. No uso da bola com 50 mmols/l de elemento contrastante, o en-fraquecimento dos raios X é mais acentuado do que em água, uma avalia-ção quantitativa é possível através da determinação das unidades de Houns-field (HU), mas só a inclusão das imagens de fluorescência de raios X permi-te uma firmação sobre o enchimento específico dos elementos da bola.

Claims

1. Disposição de raios X para representação em imagens de umobjeto de exame, que contém pelo menos um elemento químico contrastan-te, por meio da radiação de raios X transmitida pelo objeto de exame e emi-tido pelo mesmo, que compreende:a. pelo menos uma fonte de radiação de raios X que emite umaradiação de raios X substancialmente policromática,b. um primeiro detector ou uma primeira unidade de detector,com o qual ou a qual os valores de uma primeira intensidade são determiná-veis pela radiação de raios X transmitida pelo objeto de exame,c. um segundo detector ou uma segunda unidade de detector,com o qual ou a qual são determináveis os valores de uma segunda intensi-dade da radiação de raios X emitida pelo objeto de exame,d. pelo menos uma unidade de correlação, com a qual os primei-ros valores de intensidade da radiação de raios X transmitida são correlacio-náveis, elemento de imagem por elemento de imagem, com os segundosvalores de intensidade da radiação de raios X emitida, bem comoe. pelo menos uma unidade de saída, para representação doobjeto de exame de sinais de elementos de imagem, que são obteníveis porcorrelação dos primeiros valores de intensidade com os segundos valores deintensidade.

2. Disposição de raios X de acordo com uma das reivindicaçõesprecedentes, caracterizada pelo fato de que a unidade de correlação apre-senta as seguintes instalações:d1. uma primeira unidade de memória, com a qual os primeirosvalores de intensidade da radiação de raios X transmitida são armazenáveis,elemento de imagem por elemento de imagem,d2. uma segunda unidade de memória, com a qual são armaze-náveis, elemento de imagem por elemento de imagem, os segundos valoresde intensidade da radiação de raios X emitida,d3. uma unidade calculadora, com a qual os primeiros valores deintensidade da radiação de raios X transmitida são correlacionáveis com ossegundos valores de intensidade da radiação de raios X emitida, elementode imagem por elemento de imagem.

3. Disposição de raios X de acordo com uma das reivindicaçõesprecedentes, caracterizada pelo fato de que os segundos valores de intensi-dade são determináveis, com resolução, na dependência da energia da radi-ação de raios X emitida.

4. Disposição de raios X de acordo com uma das reivindicaçõesprecedentes, caracterizada pelo fato de que com o segundo detector ou coma segunda unidade de detector pode ser diferenciada a radiação de raios Xemitida pelo elemento químico contrastante, contido no objeto de exame, deoutra radiação de raios X emitida, através da energia da mesma.

5. Disposição de raios X de acordo com uma das reivindicaçõesprecedentes, caracterizada pelo fato de que os primeiros valores de intensi-dade e os segundos valores de intensidades são correlacionáveis uns comos outros, elemento de imagem por elemento por imagem, após uma corre-ção precedente, sob consideração da absorção de radiação de raios X irra-diada e/ou da absorção própria da radiação de raios X emitida no objeto deexame.

6. Disposição de raios X de acordo com uma das reivindicaçõesprecedentes, caracterizada pelo fato de que o primeiro detector e/ou o se-gundo detector é um detector de camada plana.

7. Disposição de raios X de acordo com uma das reivindicações 1 a 5, caracterizado pelo fato de que o primeiro detector e/ou o segundo de-tector está formado para registro de um único elemento de imagem e é des-locável para registro de todos os elementos de imagem.

8. Disposição de raios X de acordo com uma das reivindicações 1 a 5, caracterizado pelo fato de que para determinação da radiação de raiosX emitida está prevista uma unidade de detector formada com um móduloóptico de raios X para seleção de energia.

9. Disposição de raios X de acordo com uma das reivindicações 1 a 5, caracterizado pelo fato de que o primeiro e/ou o segundo detector a-presenta uma disposição de sensores de detecção formados para registrode, em cada caso, um elemento de imagem e é deslocável para registro detodos os elementos de imagem.

10. Disposição de raios X de acordo com uma das reivindica-ções precedentes na verificação radiológica, em combinação com outrosmétodos radiológicos da formação de imagens, tais como tomografia de E-missões de Pósitrons (PET), Tomografia Computadorizada por emissão defótons únicos (SPECT) e sonografia, bem como métodos da formação deimagens óptica.

11. Uso da disposição de raios X como definida em uma das rei-vindicações 1 a 10 para representação de imagens de um objeto de exame,que contém pelo menos um elemento químico contrastante para raios X, pormeio de radiação de raios X transmitida pelo objeto de exame e emitida pelomesmo.

12. Uso da disposição de raios X de acordo com a reivindicação 11, caracterizado pelo fato de que são realizadas as seguintes etapas deprocesso:a. irradiação do objeto de exame com radiação de raios X subs-tancialmente policromática,b. determinação de valores de uma primeira intensidade da radi-ação de raios X transmitida pelo objeto de exame,c. determinação de valores de uma segunda intensidade da ra-diação de raios X emitida pelo objeto de exame,d. correlação dos primeiros valores de intensidade da radiaçãode raios X transmitida, elemento de imagem por elemento de imagem, comos segundos valores de intensidade da radiação de raios X emitida,e. representação do objeto de exame dos sinais de elementosde imagem, obtidos por correlação dos primeiros valores de intensidade comos segundos valores de intensidade.

13. Uso da disposição de raios X de acordo com uma das reivin-dicações 11 e 12, caracterizado pelo fato de que os segundos valores deintensidade são medidos, com resolução, na dependência da energia da ra-diação de raios X emitida.

14. Uso da disposição de raios X de acordo com uma das reivin-dicações 11 a 13, caracterizado pelo fato de que a radiação de raios X emiti-da pelo elemento químico, contrastante, contido no objeto de exame, é dife-renciada de outra radiação de raios X emitida através da energia da mesma.

15. Uso da disposição de raios X de acordo com uma das reivin-dicações 11 a 14, caracterizado pelo fato de que os primeiros valores de in-tensidade e os segundos valores de intensidade são correlacionados unsaos outros, elemento de imagem por elemento de imagem, após uma corre-ção precedente, sob consideração da absorção de radiação de raios X irra-diada e/ou da absorção própria da radiação de raios X emitida no objeto deexame.

16. Uso da disposição de raios X de acordo com uma das reivin-dicações 11 a 15, caracterizado pelo fato de que estão previstos um primeiroe um segundo detector ou uma primeira e uma segunda unidade de detector.

17. Uso da disposição de raios X de acordo com a reivindicação 16, caracterizado pelo fato de que o primeiro detector e/ou o segundo detec-tor é um detector de camada plana.

18. Uso da disposição de raios X de acordo com a reivindicação 16, caracterizado pelo fato de que o primeiro detector e/ou o segundo detec-tor está formado para registro de um único elemento de imagem e é deslo-cado para registro de todos os elementos de imagem.

19. Uso da disposição de raios X de acordo com a reivindicação 16, caracterizado pelo fato de que o primeiro e/ou o segundo detector apre-senta uma disposição de sensores de detector formados para registro de,em cada caso, um único elemento de imagem e é deslocada para registro detodos os elementos de imagem.

20. Uso da disposição de raios X de acordo com a reivindicação 16, caracterizado pelo fato de que para determinação da radiação de raios Xemitida está prevista uma unidade de detector formada com um módulo ópti-co de raios X para seleção de energia.

21. Uso da disposição de raios X de acordo com uma das reivin-dicações 11 a 20, caracterizado pelo fato de que o elemento químico con-trastante é escolhido de um grupo que compreende bromo, iodo, Iantanida ebismuto.

22. Uso da disposição de raios X de acordo com uma das reivin-dicações 11 a 21, caracterizado pelo fato de que o elemento químico con-trastante é administrado por via enteral ou parenteral.

23. Uso da disposição de raios X de acordo com uma das reivin-dicações 11 a 22, caracterizado pelo fato de que para a representação emimagem ou quantidade específica de elemento de uma região de examecontendo um elemento químico contrastante no objeto de exame.

24. Uso da disposição de raios X de acordo com uma das reivin-dicações 11 a 23, caracterizado pelo fato de que na verificação radiológica,em combinação com outros métodos radiológicos da formação de imagens,tais como tomografia de Emissões de Pósitrons (PET), Tomografia Compu-tadorizada por emissão de fótons únicos (SPECT) e sonografia, bem comométodos da formação de imagens óptica.

25. Processo de contraste de raios X formador de imagens emum objeto de exame por meio de radiação de raios X transmitida pelo objetode exame ou emitida pelo mesmo, que compreende as seguintes etapas deprocesso:a. irradiação do objeto de exame com radiação de raios X subs-tancialmente policromática,b. determinação de valores de uma primeira intensidade da radi-ação de raios X transmitida pelo objeto de exame,c. determinação de valores de uma segunda intensidade da ra-diação de raios X emitida pelo objeto de exame,d. correlação dos primeiros valores de intensidade da radiaçãode raios X transmitida, elemento de imagem por elemento de imagem, comos segundos valores de intensidade da radiação de raios X emitida, bemcomoe. representação do objeto de exame dos sinais de elementosde imagem, obtidos por correlação dos primeiros valores de intensidade comos segundos valores de intensidade.

26. Processo de contraste de raios X de acordo com a reivindi-cação 25, caracterizado pelo fato de que antes da realização das etapas deprocesso a) a e) primeiramente é administrado ao objeto de exame um ele-mento químico contrastante para raios X.

27. Processo de contraste de raios X de acordo com uma dasreivindicações 25 e 26, caracterizado pelo fato de que os segundos valoresde intensidade são medidos com resolução, na dependência da energia daradiação de raios X emitida.

28. Processo de contraste de raios X de acordo com uma dasreivindicações 25 a 27, caracterizado pelo fato de que a radiação de raios Xemitida pelo elemento químico, contrastante, contido no objeto de exame, édiferenciada de outra radiação de raios X emitida através da energia damesma.

29. Processo de contraste de raios X de acordo com uma dasreivindicações 25 a 28, caracterizado pelo fato de que os primeiros valoresde intensidade e os segundos valores de intensidade são correlacionadosuns aos outros, elemento de imagem por elemento de imagem, após umacorreção precedente, sob consideração da absorção de radiação de raios Xirradiada e/ou da absorção própria da radiação de raios X emitida no objetode exame.

30. Processo de contraste de raios X de acordo com uma dasreivindicações 25 a 29, caracterizado pelo fato de que estão previstos umprimeiro e um segundo detector ou uma primeira e uma segunda unidade dedetector.

31. Processo de contraste de raios X de acordo com a reivindi-cação 30, caracterizado pelo fato de que o primeiro detector e/ou o segundodetector é um detector de camada plana.

32. Processo de contraste de raios X de acordo com a reivindi-cação 30, caracterizado pelo fato de que o primeiro detector e/ou o segundodetector está formada para registro de um único elemento de imagem e édeslocado para registro de todos os elementos de imagem.

33. Processo de contraste de raios X de acordo com a reivindi-cação 30, caracterizado pelo fato de que o primeiro e/ou o segundo detectorapresenta uma disposição de sensores de detector formados para registrode, em cada caso, um único elemento de imagem e é deslocada para regis-tro de todos os elementos de imagem.

34. Processo de contraste de raios X de acordo com a reivindi-cação 30, caracterizado pelo fato de que para determinação da radiação deraios X emitida está prevista uma unidade de detector formada com um mó-dulo óptico de raios X para seleção de energia.

35. Processo de contraste de raios X de acordo com uma dasreivindicações 25 a 34, caracterizado pelo fato de que o elemento químicocontrastante é escolhido de um grupo que compreende bromo, iodo, Iantani-da e bismuto.

36. Processo de contraste de raios X de acordo com uma dasreivindicações 25 a 35, caracterizado pelo fato de que o elemento químicocontrastante é administrado por via enteral ou parenteral.

37. Processo de contraste de raios X de acordo com uma dasreivindicações 25 a 36, caracterizado pelo fato de que na verificação radioló-gica, em combinação com outros métodos radiológicos da formação de ima-gens, tais como tomografia de Emissões de Pósitrons (PET), TomografiaComputadorizada por emissão de fótons únicos (SPECT) e sonografia, bemcomo métodos da formação de imagens ópticas.