KR20130111629A

KR20130111629A - 조영제 보조 ｘ-선 영상을 발생하는 방법 및 ｘ-선 시스템

Info

Publication number: KR20130111629A
Application number: KR1020137021165A
Authority: KR
Inventors: 미하엘 그라스럭; 그레고르 요스트
Original assignee: 지멘스 악티엔게젤샤프트; 바이엘 인텔렉쳐 프로퍼티 게엠베하
Priority date: 2011-01-18
Filing date: 2012-01-17
Publication date: 2013-10-10
Also published as: WO2012097801A1; CN103429156B; US9693742B2; US20140005533A1; CN103429156A

Abstract

본 발명은 에너지 스펙트럼을 갖는 X-선 및 X-선 검출기를 사용하여 조영제를 투여한 환자(P)의 적어도 하나의 X-선 영상을 발생하는 방법에 관한 것이며, 사용되는 에너지 스펙트럼은 빔 경로(7)에서 환자(P)의 전방에 배열된 적어도 하나의 필터(3)에 의해 수정되고, 환자(P)는 X-선 영상에 대한 검출기 데이터를 발생하기 위해 선량을 흡수하며 X-선 영상은 영상에서의 최대 콘트라스트 대 잡음의 비를 나타내는 CNR 값을 가진다. 본 발명에 따르면, 시도에 의해 발생되거나 시뮬레이션되는 X-선 영상으로부터 얻어진 최적화 기준이 극대화되도록, X-선 검사될 환자(P)의 두께를 고려하여 부가 필터(1)에 의해 에너지 스펙트럼 및 조영제가 서로 정합된다. 게다가, 본 발명은 또한 상기한 방법을 수행함으로써 조영제 투여된 환자(P)의 적어도 하나의 X-선 영상을 발생하는 X-선 시스템(C1), 및 다양한 검사에서 X-선 시스템을 적용하는 것에 관한 것이다.

Description

조영제 보조 Ｘ-선 영상을 발생하는 방법 및 Ｘ-선 시스템{METHOD FOR GENERATING A CONTRAST MEDIUM-ASSISTED X-RAY IMAGE AND X-RAY SYSTEM}

본 발명은 애노드(anode)에서 발생되고 제동 복사 및 특성 방사의 에너지 스펙트럼을 갖는 X-선 방사 및 X-선 검출기를 사용하여 조영제를 투여한 환자의 적어도 하나의 X-선 영상을 발생하는 방법에 관한 것이며, 사용되는 에너지 스펙트럼은 빔 경로에서 환자의 전방에 배열된 적어도 하나의 필터에 의해 수정되고, 환자는 X-선 영상에 대한 검출기 데이터를 발생하기 위해 선량(dose)을 흡수하며 X-선 영상은 영상에서의 연조직과 조영제 사이의 최대 콘트라스트 대 잡음의 비를 나타내는 CNR 값을 가진다. 본 발명은 또한 조영제를 투여한 환자의 적어도 하나의 X-선 영상을 발생하는 X-선 시스템에 관한 것이다.

전산화 단층 촬영(CT:computed tomography)에 의한 내부 신체 구조 및 장기의 비침습 영상은 의료 진단에서 널리 사용되는 방법이다. 뼈와 연조직 부분 사이에서 고레벨의 콘트라스트가 달성될 수 있다. 그러나, 상이한 연조직 부분 사이의 콘트라스트는, 흡수차가 작은 것으로 인해, 단지 제한된 범위에서만 진단 목적으로 적합하다. 따라서, 특정의 신체 구조 및/또는 체액 사이의 콘트라스트를 증가시키기 위해, 조영제가 이용된다. 이들 조영제는 낮은 흡수를 갖는 주변 조직과 관련하여 향상된 영상 콘트라스트를 달성하기 위해 X-선 방사를 강력하게 흡수하는 원소를 함유하고 있다. 현재, X-선 방사를 사용하는 방사선 영상에서, 체액, 장기 및 병리학 과정을 촬영하기 위해 요오드 함유 조영제가 사용된다. 그러나, 요오드의 흡수 특성은 그 원소를 80 kV 초과의 튜브 전압을 사용하는 X-선 진단에서 콘트라스트 향상을 위한 최적의 물질로 만들지 않는다. 이것은 특히 현재 최대 140 kV의 튜브 전압이 사용되는 전산화 단층 촬영에 적용된다. 사용되는 X-선 방사의 에너지 범위에서, 조영제의 X-선 밀도는 콘트라스트 생성 원소의 원자 번호에 비례하여 증가한다. 따라서, 흡수 원소로서 보다 높은 원자 번호를 가진 조영제를 사용하는 것은 CT에서 특히 관심을 끌고 있으며, 란탄족(Pietsch et al ., " Efficacy and safety of lanthanoids as X- ray contrast agents " in Eur J Radiol , Epub ahead of print 2009; WO 2007/051739)에 부가하여, 하프늄, 레늄, 탄탈 및 텅스텐이 또한 제안되었다(WO 97/03994; WO 97/03993). 그러나, 모든 조영제가 공통으로 갖는 것은, 이러한 매질이 가진 양호한 안전 특성에도 불구하고, 바람직하지 않은 부작용이 일어날 수 있다는 것이다.

그럼에도 불구하고, X-선 진단에 현재 사용되는 대부분의 조영제는 주 X-선 감쇠 성분으로서 요오드에 기초하고 있다. 현재의 장비 기술은 이것을 위해 최적화되어 있다. 조영제에 대한 원소를 선택할 시에, 일반적인 규칙은, 원자 번호가 증가함에 따라 X-선 흡수가 강력하게 발생하기 때문에, 원소가 가능한 가장 높은 원자 번호를 가져야만 한다는 것이다. 원자 번호가 증가함에 따라, 사용되는 원소의 K-에지(K-edge)가 X-선 방사에 대한 진단 에너지 창(diagnostic energy window) 내로 변위된다. K-에지 초과의 에너지에서, 흡수가 갑자기 증가하고, 따라서 X-선 장치의 설계는 가능한 가장 약한 X-선 방사가 물과 조영제 사이의 최상의 콘트라스트를 제공한다는 원리에 더 이상 기초하지 않는다.

따라서, 본 발명의 목적은, 종래 기술과 비교하여 향상된 또는 적어도 악화되지 않은 영상을 획득하면서, X-선 영상의 녹화 동안 인가된 방사 선량 D_γ를 감소시키는 것이다. 게다가, 영상 촬영될 영역에의 기존의 조영제 투여의 경우, 조영제 투여량(contrast medium dose), 즉 신체 내의 조영제 농도가 가능한 한 감소되어야만 한다.

이 목적은 독립 청구항의 특징부에 의해 달성된다. 본 발명의 유익한 진보된 사항은 종속 청구항의 발명 요지이다.

발명자들은 다음과 같은 것들을 알았다:

영상의 품질 또는 2개의 상이한 조직 유형 또는 조영제 함유 조직과 주변에 있는 조영제가 없는 조직의 구분이 2개의 조직 유형 간의 또는 조영제를 갖는 조직과 조영제를 갖지 않는 조직 간의 CNR(contrast-to-noise ratio, 콘트라스트 대 잡음비)을 통해 정량적으로 정의될 수 있다. 이 비는 하나의 조직 유형 또는 조영제 함유 조직의 영상 신호 S₁ 및 영상 잡음 R₁으로부터 그리고 다른 조직 유형 또는 조영제가 없는 조직의 신호 S₂ 및 대응하는 잡음 R₂로부터 구해진다. 이 비는 이하의 식을 사용하여 결정된다:

환자를 이온화 방사선에 불필요하게 피폭시키지 않기 위해, 방사선 진단에서 환자에게 주어지는 방사 선량이 가능한 한 낮아야 한다. 게다가, 잠재적으로 바람직하지 않은 부작용을 최소화하기 위해 신체 내에 가능한 적은 조영제가 존재해야만 한다. 조영제 보조 X-선 진단의 목표는 가능한 최저의 방사 선량에서의 가능한 최고의 CNR이다. 인가되는 방사 선량이 영상 잡음을 결정한다. 이론적으로는, 방사 선량 D_γ와 영상 잡음 R₁ 또는 R₂ 사이의 이하의 관계가 성립한다:

.

즉, 방사 선량의 감소 시에, 영상의 잡음이 증가하여, 최종적으로 CNR의 감소를 가져온다. 예를 들어, X-선 방사의 필터링(filtration)에 기초하여 조영제 흡수를 상승시키는 것에 의해 영상 신호 S₁의 증가는 CNR의 증가를 가져온다. 일정한 영상 품질, 따라서 일정한 CNR에 주어진 경우, 방사 선량이 그에 따라 감소될 수 있다. 높은 원자 번호를 갖는 특정하여 필터링된 X-선 방사 및 조영제의 조합은 조영제 신호의 증가 및 영상 잡음의 감소를 가져온다. 그 결과 얻어지는 CNR의 상승은 영상 진단 동안 방사 선량을 감소시키는 데 사용될 수 있다. 이 원리는 이하에 기술되는 예 2에서 설명된다.

방사선 진단에서 사용되는 X-선 방사는 다색(polychromatic)인데, 즉, X-선 튜브에 의해 생성된 파장, 따라서 광자의 에너지가 동일하지 않다. 애노드에 의해 방출된 X-선 방사의 에너지 스펙트럼 또는 광자 스펙트럼이 애노드 물질 및 사용되는 X-선 튜브 전압에 의해 결정된다(도 1). CT 진단 분야에서, 현재 거의 전적으로 텅스텐 애노드가 사용되고 있다. 조사된 물체 내에서, 방출된 광자 스펙트럼이 항상 변하는데, 그 이유는 X-선 방사의 흡수가 에너지 의존적이고 산란된 광자에 의한 오버레이가 일어나기 때문이다. 이들 연관 관계가 복잡하고, 간단한 수학적 관계로 기술될 수 없다. 이와 같이, 예를 들어, 조사 체적, 침투 깊이 및 조직 조성에 따라, 광자 스펙트럼이 변한다. 조영제의 X-선 밀도, 따라서 영상 신호가, 물리적 상호작용의 위치에서의 광자 스펙트럼과 함께, 콘트라스트 생성 원소의 감쇠 계수 및 그의 국소 농도에 의해 결정된다. 따라서, 환자의 신체의 실제 두께가 또한 고려되어야만 한다.

저에너지 광자와 조직 간의 높은 상호작용 확률로 인해, 광자 스펙트럼에서의 저에너지 부분(50 keV 미만의 영역)은 선량 입력을 가져오지만 영상 발생의 작은 부분에 기여한다. 50 keV 초과의 광자 에너지의 사용은, 동일한 방사 선량에서, 영상 잡음 R₁ 또는 R₂의 감소를 가져온다. Monte-Carlo 기반 시뮬레이션은, CT에서 높은 연조직 콘트라스트를 달성하기 위해, 최소 선량이 주어진 경우, 70 keV 내지 140 keV의 범위에 있는 광자 에너지가 사용되어야만 한다(Kalender et al., Application and patient size dependent optimization of X-ray spectra for CT, Med. Phys . 36(3) 2009). 35 keV 내지 70 keV의 범위에 있는 광자 에너지가 가장 높은 CNR 대 선량비를 제공하는 조영제 보조 CT는 이것과 다르다(Kalender et al ., Application and patient size dependent optimization of X-ray spectra for CT, Med. Phys . 36(3) 2009). 비조영제 보조 및 조영제 보조 CT 기록 간의 이러한 구분은 요오드의 스펙트럼 흡수 특성(K-에지가 33 keV에 있음)에 기인할 수 있다. 33 keV 내지 대략 70 keV의 범위에서의 요오드의 높은 흡수 레벨이 저에너지 광자의 바람직하지 않은 선량 효과(dosage effect)보다 더 크다. 높은 원자 번호, 따라서 역시 보다 높은 K-에지 에너지의 원소(예를 들어, 란탄족, Hf, Ta, Re 또는 W)를 갖는 조영제의 경우에, 조영제 보조 CT의 최적의 에너지 영역은 60 keV 내지 140 keV의 범위에 있는 보다 높은 에너지로 천이되고, 따라서 연조직 콘트라스트에 대한 최적 에너지 범위와 거의 동일하다.

본 발명의 중심 개념은, 필터 물질, 필터 두께, 가속 전압, 즉 브레이킹 스펙트럼(braking spectrum)의 최대 에너지 및 애노드 물질을 조절함으로써 X-선 촬영될 환자의 두께 및 조영제를 고려하여, 에너지 스펙트럼이 가능한 한 전적으로 콘트라스트 렌더링을 위한 최적의 영역에 있도록 사용되는 에너지 스펙트럼의 조절 및 한정이 수행된다는 데 있다. 이를 위해, CNR 및 선량과 관련하여 가능한 최대의 유효성이 달성되도록 이 에너지 스펙트럼이 조절되고 한정된다.

따라서, 상세하게는, 물체, 예를 들어, 환자에 의한 X-선 방사의 감쇠를 결정하기 위해 적어도 하나의 X-선 튜브 검출기 유닛을 갖는 물체의 진단 단층 촬영 표현을 위한 X-선 시스템이 제안되었다. 이것으로부터, 단층 촬영 영상이 컴퓨터의 도움을 받아 재구성될 수 있다. 이 시스템은 조영제 축적 조직에 대한 (콘트라스트 대 잡음비에 의해 정량화가능한) 영상 콘트라스트의 증가가 일어나도록 방출된 X-선 방사를 스펙트럼적으로 수정하는 적어도 하나의 특수 부가 필터를 적어도 하나의 X-선 튜브 전방에 포함한다. 영상 콘트라스트의 증가는, 영상 품질을 향상시키는 것 이외에, 또한 방사 선량 또는 조영제 투여량을 감소시키는 데 사용될 수 있다.

빔 경로에 삽입될 수 있는 상기한 부가 필터를 사용함으로써, X-선 튜브에 의해 방출되는 광자 스펙트럼이 수정될 수 있다. 이러한 방식으로, 스펙트럼이 조영제 보조 영상에 맞춰 조정될 수 있다. 부가 필터는 22(티탄) 초과의 원자 번호 Z를 가진 적어도 하나의 원소로 이루어져 있다. 상세하게는, Z=77(이리듐)과 Z=83(비스무트) 사이의 높은 원자 번호를 가진 원소가 적합하다. 부가 필터는 상세하게는 얇은 시트로서 또는 봉입된 수은(enclosed mercury)으로서 제조되는 하나 이상의 금속 또는 합금을 포함할 수 있다. 상이한 물질 및 두께를 갖는 복수의 부가 필터를 포함하는 X-선 시스템은, 광자 스펙트럼에서의 최적의 에너지 분포를 달성하기 위해, 응용 분야 및 사용에 따라 상기 필터를, 제어 유닛에 의해, 자동으로 빔 경로로 가져올 수 있다.

필터는, 보다 높은 원자 번호의 조영제와 함께, 본 발명의 발명 요지이다. 필터는 기본적으로 방사선의 세기의 감쇠 및 저에너지 광자의 상대적 비율의 감소를 가져온다. 스펙트럼 필터 특성이 필터 물질(도 2), 필터 두께(도 3) 및 튜브 전압의 선택(도 4)에 의해 결정된다. 물질, 두께 및 최소 방사 선량에서의 최대 CNR에 대한 튜브 전압과 관련하여 필터의 최적화가 수행된다. 여기서 조영제 원소의 흡수 특성이 고려되어야만 한다. 적합한 조영제는 56 이상의 원자 번호를 갖는 하나 이상의 원소, 상세하게는 란탄족에 속하는 하나 이상의 원소, 예를 들어, Lu(Z = 71) 또는 상세하게는 하프늄(Z = 72), 탄탈(Z = 73), 텅스텐(Z = 74) 또는 레늄(Z = 75) 원소를 함유하는 것이다. 부가 필터의 물질이 조영제의 콘트라스트 생성 원소보다 더 높은 원자 번호를 갖고 따라서 부가 필터의 K-에지가 콘트라스트 생성 원소의 K-에지보다 높은 5 keV 내지 40 keV의 범위에 있도록, 조영제 내의 콘트라스트 생성 원소에 대한 부가 필터의 사용 및 그의 조절이 행해진다.

그러나, 대안으로서, 부가 필터의 물질이 조영제의 콘트라스트 생성 원소보다 낮은 원자 번호를 갖도록, 조영제 내의 콘트라스트 생성 원소에 대한 부가 필터의 사용 및 그의 조절이 또한 수행될 수 있다. 따라서, 감쇠 계수가 대략 10배만큼 갑자기 상승하는 K-에지의 에너지가 특히 중요하다(도 5). 조영제 내의 콘트라스트 생성 원소의 K-에지 에너지는 란탄족에 대해 38.9 keV(La) 내지 63.3 keV(Lu)의 범위에 있고, 약 65.3 keV(Hf), 67.4 keV(Ta), 69.5 keV(W) 또는 71.7 keV(Re)에 있다. 콘트라스트 생성 원소보다 더 높은 K-에지 에너지를 갖는 필터 물질의 사용 시에, 조영제 원소의 K-에지보다 높은 에너지를 갖는 방출된 광자의 상대적 비율이 증가된다. 필터 물질의 K-에지 에너지가 여기에서 결정적 역할을 한다. 이 에너지에서, 필터에서 흡수되는 광자의 갑작스런 증가가 일어난다. 이 수단에 의해, K-에지보다 높은 에너지를 갖는 광자가 광자 스펙트럼으로부터 필터링 제거된다. 이 효과의 세기는 필터의 두께에 의존한다(도 3). 이상적으로는, 필터 물질은 조영제 원소보다 더 높은 K-에지 에너지를 가질 수 있는데, 그 이유는, 그 결과, 조영제의 K-에지와 필터의 K-에지 사이의 차 범위가 선택적으로 증가될 수 있기 때문이다(도 6). K-에지 에너지는 원자 번호에 따라 증가되고, 따라서 필터 물질은 콘트라스트 생성 원소보다 더 높은 원자 번호를 가져야만 한다. 필터 물질의 K-에지 에너지가 5 keV 내지 40 keV의 범위의 양만큼 더 높은 것이 특히 효과적이다. 란탄족, 상세하게는, Lu 및 Hf, Ta, W 및 Re의 경우, 납(K-에지가 88.0 keV에 있음) 또는 비스무트(K-에지가 90.5 keV에 있음)로 이루어진 필터가 특히 강조되어야만 한다. 83(Bi)보다 큰 원자 번호를 갖는 원소도 역시 필터로서 적합하지만, 그의 방사능으로 인해 단지 제한된 범위에서만 사용될 수 있다.

대안의 가능한 방법은 조영제 원소보다 낮은 원자 번호를 갖는 필터를 사용하는 것이다. 이들 물질은 고에너지 부분에서의 상대적 증가를 가져오지만, 향상된 광자 에너지가 부분적으로 란탄족 또는 Hf, Ta, W, Re의 조영제 원소의 최적 흡수 범위보다 상당히 더 높다(도 7). 조영제 흡수의 상승은 100 kV 이하의 낮은 튜브 전압에서 상기 필터에 의해서만 달성될 수 있다.

물리적으로, 기술된 부가 필터의 사용에 의해, 첫째, 조영제의 유효성(흡수 및/또는 영상 신호)이 향상될 수 있고, 둘째, 영상 잡음이 감소될 수 있다. 흡수를 증가시키는 것은 콘트라스트 생성 원소의 스펙트럼 흡수 특성에 대한 광자 스펙트럼의 기술된 조절에 기초하고 있다. 영상 잡음의 감소는 필터링된 광자 스펙트럼에서의 저에너지 광자의 비율을 감소시키는 것에 기초하고 있다. 양 프로세스는 CNR을 증가시키는 데 기여한다. 개개의 프로세스의 비율은 스펙트럼 필터 특성, 따라서 필터의 물질 및 두께 그리고 사용되는 튜브 전압에 의존한다. 조영제 향상된 영상에 대한 광자 스펙트럼을 최적화하기 위해, 란탄족 및 Hf, Ta, W, Re 원소의 경우에, 부가 필터에 의해 조영제의 흡수를 증가시키는 것이 가능하다. 그와 대조적으로, CT에 사용되는 현재 이용가능한 요오드 함유 조영제 및 80 kV 이상의 전압에 의해, 부가 필터가 사용될 때 흡수가 항상 눈에 띄게 하강된다(예 1). 이 눈에 띄는 신호 하강은 상기한 영상 잡음의 감소에 의해 보상될 수 없고, 따라서 부가 필터의 사용 시에 동일한 방사 선량에서의 CNR이 항상 보다 낮고 및/또는 일정한 CNR에서의 방사 선량이 항상 더 높다(예 1).

본 발명의 CT 시스템의 경우에, 기본적인 구조는 적어도 하나의 튜브/검출기 시스템을 갖는 종래의 CT 시스템일 수 있다. 그러나, 이 시스템은 또한 C-아암(C-arm) 또는 혈관 촬영(angiography) 장치일 수 있다. X-선 튜브 전압은 60 kV 내지 160 kV의 범위에 걸쳐 있을 수 있다. 검출기는 에너지 적분형 또는 광자 계수형일 수 있다. 부채꼴 형상의 또는 원추 형상의 빔을 공간적으로 모델링하는 현재 CT 시스템에 통합되어 있는 정형된 필터에 부가하여, 본 발명과 관련하여, 부가 필터가 빔 경로에 도입된다(도 8). 이 부가 필터는 X-선 튜브의 출구에, 예를 들어, 튜브 보호 하우징에 또는 콜리메이터 하우징 내에 고정되어 있다. 부가 필터는 빔의 출구에 60° 내지 120°의 각도로, 바람직하게는 직각으로 탑재된다. 부가 필터는 하나 이상의 물질(금속, 합금)로 이루어져 있을 수 있다. 필터는 서브-mm 또는 mm 범위에 있는 두께를 갖는 얇은 시트 또는 봉입된 수은을 포함하고, 적어도 빔 경로의 진단에 사용되는 단면을 커버한다.

부가 필터는, 그의 스펙트럼 필터 특성에서, 실질적으로 CT 장치에서 종래에 사용되는 경화 필터(hardening filter)와 상이하다. 기술적 장치에 의한 상이한 필터의 자동화된 변경이 또한 생각될 수 있다. 이와 같이, 필터가 상이한 요구사항, 예를 들어, 정상 체중 환자 또는 비만 환자에 맞게 조정될 수 있다. 하나의 필터와 하나의 튜브 전압의 조합이 또한 유리할 수 있다. 필터가 물질 및 두께 둘 다에서 상이할 수 있다. 필터의 선택은 조작자에 의해 수동으로 또는 계획된 검사에 따라 자동으로 행해진다. 조사될 체적, 조직 조성 및 조영제 원소가 여기서 주된 파라미터이다. 자동 필터 선택은 파라미터 범위(조사 체적, 조직 조성, 조영제)가 필터 선택에 대해 사전 정의되어 있는 검사 프로토콜(예컨대, 두뇌의 혈관 촬영)과 확고하게 연계될 수 있다. 대안으로서, 적합한 필터의 결정이 또한 컴퓨터 보조 방식으로, 투사 모드(projection mode)에서의 검사 뷰(survey view)[토포그램(topogram)]에 기초하여 또는 광학 측정 시스템에 기초하여 수행될 수 있다. 이 기록을 사용하여, 검사 체적 및 조직 조성이 추정될 수 있고, 관련 필터가 빔 경로에 자동으로 배치될 수 있다.

현재 이용가능한 튜브 기술에 의해, 부가 필터의 사용이 실질적으로 120 kV 이상의 전압으로 제한되는데, 그 이유는 그렇지 않으면 고품질 영상 진단에 광자 플럭스(photon flux)가 충분하지 않기 때문이다. 필터 두께도 역시 광자 플럭스에 의해 제한된다. 종래의 튜브 기술 및 120 kV 이상의 전압 사용하여, 최대 1 mm까지의 Pb 또는 Bi의 필터 두께가 실시가능하다. 보다 낮은 튜브 전압에서, 본 기술에 의해, 튜브 출력 레벨이 부가의 경화 필터의 사용에 대한 제한 인자이다. 특수 응용 분야(예컨대, 소아과 CT 스캔)에 대해 또는 증가된 광자 플럭스를 갖는 장래의 X-선 튜브에 대해, 상기한 필터의 사용이 또한 가능하다.

CT 장치 기술에서, X-선 방사의 공간 및 스펙트럼 수정을 위해 필터가 이미 사용되고 있다. 이들은 그의 목적에서, 그의 공간 및 스펙트럼 필터 특성에서, 그리고, 상세하게는, 그의 K-에지 에너지가 본 명세서에 기술된 필터와 눈에 띄게 상이하다. 공간 모델링을 위해 정형된 필터는 전형적으로 플라스틱으로 이루어져 있고, 특수 기하 형태를 가진다. 상기 필터의 목적은 광자 스펙트럼의 세기의 공간적으로 분해된 수정(spatially resolved modification)이다. 낮은 평균 원자 번호로 인해, 스펙트럼 수정은 비교적 작다.

이하의 장치 및 방법 변형례는 본 발명과 관련하여 기본적으로 사용가능하다.

조영제 보조 영상 콘트라스트 생성에 대해 덜 효과적인 광자 에너지가 필터에서 흡수되고 따라서 영상 콘트라스트에 더 효과적인 광자 에너지의 비율이 증가되도록 부가 필터가 구성될 수 있다. 부가 필터는 하나 이상의 금속 또는 합금으로 이루어져 있을 수 있다. 부가 필터는 그의 기계적 안정성을 보장하기 위해 캐리어에 고정될 수 있는 얇은 시트 또는 봉입된 액체 물질로 이루어져 있을 수 있다. 부가 필터는 X-선 빔의 출현에 대해 일정 각도로, 바람직하게는 직각으로 그리고 X-선 튜브에 공간적으로 가깝게 고정될 수 있고, 각도 조절에 의해, 효과적인 필터 두께가 설정될 수 있다. 부가 필터는, 상기 필터가 필터의 위치에서 적어도 진단 광선 경로의 단면만큼 크도록, 진단 빔 경로를 완전히 커버해야 한다.

X-선 시스템은, 제어 유닛에 의해, 특히 의료 표시, 예를 들어, CT-혈관 촬영도, 동적 조영제 보조 CT를 위한 응용 분야에 따라 전자 기계적 수단에 의해 빔 경로로 가져와질 수 있는 복수의 부가 필터 - 각각이 상이한 물질 및 두께를 가짐 - 를 가질 수 있다. 복수의 필터가 또한 동시에 사용될 수 있다.

부가 필터의 선택이 X-선 시스템의 조작자에 의해 수동으로 행해질 수 있고, 제어는 조작 콘솔에 의해 컴퓨터 보조로 수행된다.

부가 필터의 선택이 조작자에 의해 선택된 검사 프로토콜, 조영제 또는 튜브 전압에 따라 반자동으로 수행될 수 있다. 대안으로서, 필터의 선택이 체중, 신체 부위 또는 진단 목적과 같은 환자 데이터를 지정함으로써 컴퓨터 보조 방식으로 행해질 수 있다. 이들 데이터를 사용하여, 필터의 선택이 소프트웨어 지원을 받아 시스템에 의해 자동으로 행해진다.

필터의 선택이 컴퓨터/제어 시스템에 의해 완전 자동으로 행해질 수 있다. 필터 선택에 관련이 있는 파라미터는, 검사 부위를 따른 해부학적 투사 기록에 의해, 신체 축을 따라 측정된 감쇠 값에 기초하여, 또는 광학 측정 시스템에 의해 발견될 수 있다. 이들 파라미터를 사용하여, 필터의 선택이 소프트웨어 지원을 받아 시스템에 의해 행해진다.

조영제가 많은 목표 부위에서, X-선 방사의 에너지 분포와 콘트라스트 생성 원소의 스펙트럼 흡수 거동 간에 높은 정도의 일치가 달성되도록, 조영제 및 부가 필터의 물질 및 두께의 조합이 또한 제안되어 있다.

조영제는 비교적 높은 원자 번호(Z > 56)의 하나 이상의 원소, 란탄족(란타늄 내지 루테튬), 상세하게는, 레늄, 하프늄, 탄탈 또는 텅스텐 원소를 함유할 수 있다. 상기 물질들의 관련 K-에지의 에너지는 38.9 keV 내지 90.5 keV의 범위에 있다.

필터 물질, 필터 두께 및 튜브 전압이 수정된다는 점에서, 부가 필터의 필터 특성이 수행될 검사에서의 조영제의 스펙트럼 흡수 거동에 맞춰 조정될 수 있다.

콘트라스트 생성 원소의 K-에지와 영상 생성에 특히 효과적인 필터의 K-에지 사이의 에너지 영역에서의 광자의 상대적 비율을 선택적으로 높이기 위해 부가 필터의 물질이 조영제의 콘트라스트 생성 원소보다 더 높은 원자 번호를 가질 수 있다. 필터의 K-에지는 콘트라스트 생성 원소의 K-에지보다 5 keV 내지 40 keV 높은 범위에 있다. 이것은, 무엇보다도, 이리듐, 백금, 금, 수은, 탈륨, 그리고 특히 납 및 비스무트 원소를 포함한다. 필터 물질의 K-에지 에너지는, 이 경우에, 적어도 38.9 keV이고, 특히 76 keV 초과의 K-에지 에너지가 특히 효과적이다.

부가 필터의 물질은 튜브 스펙트럼에서의 보다 높은 에너지의 광자의 비율을 높이기 위해 조영제의 콘트라스트 생성 원소보다 더 낮은 원자 번호를 가질 수 있다. 이 경우에, 필터 물질의 원자 번호는 22 초과이고, 대응하는 K-에지 에너지는 적어도 5 keV이다.

부가 필터는 또한 복수의 원소의 조합을 포함할 수 있다.

본 발명에 따른 X-선 시스템 그리고 높은 원자 번호의 조영제와 특수 부가 필터의 결합은 X-선 영상 진단 프로세스에서의 콘트라스트 대 잡음비를 증가시킨다. 이 이점은 영상 품질을 향상시키기 위해, 환자가 피폭되는 방사 선량을 감소시키기 위해, 또는 조영제 투여량을 감소시키기 위해 이용될 수 있다. 이들 효과의 조합이 또한 가능하다.

따라서, X-선 진단을 위해 사용되는 에너지의 범위에 있는 K-에지에 의해 제공되는 잠재력을 이용하기 위해, 방사선의 사전 필터링의 최적화가 또한 제안되어 있다. 이와 관련하여, X-선 에너지가 조영제 원소의 K-에지의 영역에 주로 있도록 가중되는 것이 중요하다는 것을 알았다. 또한, 조영제보다 높게 있는 K-에지를 갖는 원소가 이 유형의 사전 필터링에 특히 적합하다는 것을 알았다. 발명자들은, 그에 대한 예로서, 이리듐, 백금, 금, 수은, 납 또는 비스무트 원소를 제안하고 있다. 이들 원소 모두는, 사전 필터링으로서, X-선 빔의 스펙트럼을 경화시키고 따라서 비경화된 스펙트럼보다 더 나은 K-에지의 흡수 특성을 이용하는 특성을 가진다.

그러나, 예를 들어, CT 장치와 같은 X-선 시스템은 또한 고려되어야만 하는 다른 프레임워크 조건을 가진다. 사용자가 튜브 전압을 변동시킬 수 있다. 게다가, 조사 중에 있는 물체가 때때로 직경이 눈에 띄게 상이하고, 극한값은, 예를 들어, 소아과 환자 및 비만 환자에 의해 나타내어진다. 이들 인자 둘 다는 유효 스펙트럼 - 이로부터 신호가 검출기에서 합성됨 - 에 실질적으로 영향을 미친다. 부록에, 예로서, 조영제, 튜브 전압, 필터 두께 및 환자 두께의 함수로서 시뮬레이션된 CNR²/D_γ 곡선이 도시되어 있다. 일반적으로 이 일련의 변수로부터, 조영제, 튜브 전압 및 환자 두께의 선택이 사용자에 의해 지정된다. 따라서, 발명자는 시스템 자체가 다른 파라미터들에 따라 알고리즘을 사용하여 필터 두께를 지정하는 것을 제안하고 있다. 아주 다양한 버전이 가능하다:

1. 시스템은 주어진 파라미터를 시뮬레이션하고, 그로부터 최적의 필터 두께를 결정한다.

2. 최적의 필터 두께가 입력 변수에 따라 나타내어져 있는 테이블이 시스템에 저장되어 있다. 이것으로부터, 시스템은 최적의 필터 두께를 결정한다.

따라서, 본 발명은 동일한 물질의 상이한 필터 두께를 갖는 상이한 필터가 이용가능하고 콜리메이터 하우징 내에서 이동가능한 시스템을 포함한다. 대안으로서, 상이한 물질로 이루어져 있는 복수의 필터가 시스템에서 결합될 수 있다.

또한, 시스템이, 그의 가능한 필터의 범위 내에서, 어느 조영제로부터 주어진 환자 직경에 대해 어느 전압에서 최적의 선량 이용이 얻어지는지를 사용자에게 제안하는 것이 가능하다.

또한, 본 발명의 범위 내에 다음과 같은 것이 포함된다:

- 환자가 받게 되는 방사 선량을 감소시키기 위해 CT 혈관 촬영에서 사용하는 것;

- 영상 품질, 따라서 진단 타당성을 향상시키기 위해 CT 혈관 촬영에서, 특히 관상 동맥 조영술에서 및 작은 말초 혈관에 대한 혈관 촬영에서 사용하는 것;

- 환자가 받게 되는 방사 선량을 감소시키기 위해 동적 조영제 보조 CT 영상, 예를 들어, 다중 위상 간 진단, 뇌 관류, 종양 관류 또는 심근 관류에서 사용하는 것;

- 영상 품질, 따라서 그로부터 도출되는 기능 파라미터의 정확도를 향상시키기 위해 동적 조영제 보조 CT 영상, 예를 들어, 다중 위상 간 진단, 뇌 관류, 종양 관류 또는 심근 관류에서 사용하는 것;

- 환자가 받게 되는 방사 선량을 감소시키기 위해 조영제 보조 CT 종양 진단에서 사용하는 것;

- 영상 품질, 따라서 진단 타당성을 향상시키기 위해 조영제 보조 CT 종양 진단에서 사용하는 것;

- 특히 신부전 환자 또는 조영제 과민 반응을 갖는 환자에 대해 조영제 투여량을 감소시키기 위해 조영제 보조 CT 영상에서 사용하는 것; 및

- 환자의 이중 에너지 CT 검사에서 사용하기 위해 상이한 원자 번호를 갖는 하나 이상의 조영제가 동시에 또는 순차적으로 주입되는 경우에 사용하는 것.

앞서 기술한 본 발명의 기본 개념에 기초하여, 발명자들은

애노드에서 발생되고 제동 복사 및 특성 방사의 에너지 스펙트럼을 갖는 X-선 방사, 및 X-선 검출기를 사용하여 조영제를 투여한 환자의 적어도 하나의 X-선 영상을 발생하는 방법을 제안하고 있으며, 사용되는 에너지 스펙트럼은 빔 경로에서 환자의 전방에 배열된 적어도 하나의 제1 필터에 의해 수정되고, 환자는 X-선 영상에 대한 검출기 데이터를 발생하기 위해 선량을 흡수하며 X-선 영상은 조사 중인 물체에서의 최대 콘트라스트 대 잡음의 비를 나타내는 CNR 값을 가지며, 본 발명에 따르면, X-선 검사될 환자의 두께를 고려하여, 실험적으로 발생된 또는 시뮬레이션된 X-선 영상으로부터 얻어진 최적화 기준이 극대화되도록 에너지 스펙트럼 및 조영제가 부가 필터에 의해 서로에 대해 조절된다.

"제1 필터"라는 표현이 X-선 튜브 내에 또는 X-튜브에 견고하게 배열되어 있고 저에너지 방사선이 하위 계층 두께에 흡수되기 때문에 환자의 영상을 얻는데 적합하지 않은 상기 저에너지 X-선 방사의 흡수에 관한 법적 요건을 만족시키는 역할을 하는 빔 경화 필터를 의미하기 위해 사용된다는 것에 유의하여야 한다. 이 유형의 필터는 또한, 예를 들어, X-선 튜브의 진공 창과 결합될 수 있다. "부가 필터"라는 표현은 본 명세서에 기술된 기준에 따라 환자의 전방에서 방사선의 X-선 스펙트럼을 최적화하기 위해 필요에 따라 빔 경로 내에 도입되거나 그로부터 제거될 수 있는 적어도 하나의 부가 필터 원소를 나타낸다.

최적화 기준을 위해, 환자의 X-선 영상의 콘트라스트 대 잡음비의 제곱(CNR²) 대 이 X-선 영상을 위해 환자가 받은 선량(D_γ)의 비(CNR²/D_γ)가 극대화될 수 있다.

대안으로서 또는 부가하여, 최적화 기준을 위해, 환자의 X-선 영상의 콘트라스트 대 잡음비(CNR) 대 투여된 조영제 투여량(D_K)의 비(CNR/D_K)가 극대화될 수 있다.

양 최적화 기준이 방사 선량 및 조영제 투여량과 관련하여 사용되는 경우, 양 최적화 기준이 결합되고 가장 비슷한 가능한 효과를 위해 곱, 예를 들어, 2개의 정규화된 최적화 기준의 곱 CNR²/(D_γ/D_γ( _norm ₎) * CNR/(D_K/D_K ₍ _norm ₎)으로서 정규화될 수 있다. 정규화 변수 D_γ( _norm ₎ 및 D_K ₍ _norm ₎은 여기에서 양 선량 및 투여량에 대해 이점과 위험의 판단이 수행되도록 선택된다. 예를 들어, D_γ( _norm ₎은 §16(1), 문장 3

(독일 X-선 규정)에 따른 진단 및 중재 X-선 검사에 대한 선량의 기준값에 대응할 수 있고, D_K(norm)은 각자의 조영제의 전문 정보(패키지 정보 시트)로부터 추천된 최대 투여량에 대응한다. 따라서, 이것은, 각각의 경우에, 선량 및 투여량에 관련된 상기한 최적화 기준보다는, 양 최적화 기준의 상기한 곱이 설정될 수 있다는 것을 의미하고, 따라서 본 발명의 범위 내에 속하며, 이하에 기술되는 방법과 결합하여 적용될 수 있다.

또한, 부가 필터의 우세 흡수 물질의 K-에지가 에너지적으로 조영제의 우세 콘트라스트 생성 물질보다 위에 있도록 부가 필터에 대한 우세 흡수 물질과 조영제에 대한 우세 콘트라스트 생성 물질의 조합을 사용하는 것이 제안되어 있다.

상기한 방법에 기초하여, 상기 방법이 검사를 위한 비조절가능 및 조절가능 기록 파라미터 둘 다가 정의되는 정도까지 자동으로 또는 반자동으로 수행되어야 한다는 것이 또한 제안되어 있고, 이하의 목록으로부터의 적어도 하나의 파라미터가 비조절가능 기록 파라미터로서 취해진다: 환자 직경, 조영제 투여량, 조영제의 물질 또는 원소, 적용될 미리 정해진 환자 선량, CNR. 가변 기록 파라미터로서, 상기 파라미터가 비조절가능 기록 파라미터로서 선택되지 않았다면, 이하의 목록으로부터의 파라미터들 중 적어도 하나가 사용될 수 있다: 최대 광자 에너지, 애노드 물질, 부가 필터의 물질, 부가 필터의 두께, 조영제의 물질 또는 원소, 조영제 투여량, 적용될 환자 선량, CNR. 따라서, 본 발명의 방법의 사용자는, 간단한 수단에 의해, 주어진 상황을 고려하여, X-선 시스템의 기록 파라미터의 최적화된 조절을 수행할 수 있다.

발명자들은 또한 이하의 방법 단계들이 수행되도록 최적화 기준의 극대화가 수행되어야만 한다는 것을 제안하고 있다:

- 기록될 부위에서의 환자의 평균 두께를 결정하는 단계,

- 예를 들어, 시뮬레이션, 팬텀 테스트(phantom test)로부터의 또는 실험값에 기초한, 복수의 상이한 에너지 스펙트럼을 갖는 기록으로부터의 테스트 결과를 도입하고, 환자의 평균 두께를 고려하며, 조영제가 없는 조직과 조영제가 많은 체액 또는 조직 사이 또는 환자의 전체 영상으로부터의 최대 영상값과 최소 영상값 사이의 관련 CNR 값을 결정하는 단계,

- 최적화 기준에 대한 최대값을 갖는 에너지 스펙트럼 및 조영제의 구성을 선택하는 단계,

- 이 선택된 구성을 설정하는 단계, 및

- 선택된 구성을 사용하여 환자의 적어도 하나의 투사를 발생하는 단계.

기록 부위에서의 환자의 평균 두께를 고려하여 사용된 에너지 스펙트럼, 부가 필터 물질 및 조영제의 최대 에너지의 구성만을 테스트하는 것이 또한 유리할 수 있고, 여기서

- 부가 필터 물질의 K-에지는 부가 필터가 없는 경우의 제동 복사 스펙트럼의 최대값과 에너지 스펙트럼의 최대 에너지 사이에 있고,

- 조영제의 K-에지는 부가 필터가 없는 경우의 제동 복사 스펙트럼의 최대값과 부가 필터 물질의 K-에지 사이에 있다.

수행될 테스트 및 생성된 테스트 결과에 대한 에너지 스펙트럼을 변화시키기 위해, 에너지 스펙트럼의 최대 에너지 - X-선 튜브의 애노드와 캐소드(cathode) 사이에 인가되는 가속 전압으로부터 또는 애노드 물질에 들어갈 시에 제동 복사를 발생하는 전자의 최대 에너지로부터 결정됨 - 가 변화될 수 있다.

게다가, 애노드 물질의 변화에 의해 에너지 스펙트럼이 또한 변화될 수 있는데, 그 이유는 애노드 물질의 원자 번호 및 애노드 물질에 존재하는 사용된 물질의 전자 껍질(electron shell)의 전자 레벨 및 얻어지는 흡수 에지(주로 K-에지)가 애노드로부터 방출되는 X-선 스펙트럼을 결정하기 때문이다.

게다가, 테스트 결과에 대한 에너지 스펙트럼을 변화시키기 위해, 빔 경로에서 환자의 전방에 있는 적어도 하나의 부가 필터의 층 두께가 변화될 수 있다.

게다가, 테스트 결과에 대한 에너지 스펙트럼을 변화시키기 위해, 빔 경로에서 환자의 전방에 있는 적어도 하나의 부가 필터의 물질이 변화될 수 있고, 바람직하게는, 부가 필터의 물질은 압도적으로 특히 이하의 목록으로부터의 22 초과의 원자 번호를 갖는 물질들 중 적어도 하나 또는 이하의 목록으로부터의 복수의 물질의 조합으로 이루어져 있다: 이리듐(원자 번호 Z = 77), 백금(Z = 78), 금(Z = 79), 수은(Z = 80), 납(Z = 82), 비스무트(Z = 83).

사용된 X-선 방사의 에너지 스펙트럼과 사용된 조영제의 흡수 스펙트럼 사이의 최적의 상호 적응을 모색하여, 테스트 결과에 대해 변화된 콘트라스트 생성 물질이 조영제에 사용되어야만 한다는 것이 추가로 제안되었다. 조영제 내의 콘트라스트 생성 물질로서, 이하의 목록으로부터의 물질 또는 물질 조합이 바람직하게는 사용될 수 있다: 레늄(원자 번호 Z = 75), 하프늄(Z = 72), 탄탈(Z = 73), 텅스텐(Z = 74). 이 물질 목록은 또한 란탄족(원자 번호 Z = 58 내지 71)으로부터의 원소를 포함할 수 있다.

본 발명에 따른 방법에서, 환자의 X-선 영상에 대해, 투사 X-선 영상, CT 스캔으로부터의 사이노그램(sinogram), 또는 2차원 또는 3차원 단층 촬영 영상 표현이 사용될 수 있다.

CT 스캔과 관련하여, 기록 부위에서의 환자의 평균 두께가 또한 적어도 하나의 투사 방향으로부터 적어도 기록 부위에서 적어도 하나의 토포그램(topogram)을 생성함으로써 측정될 수 있다.

대안으로서, 기록 부위에서의 환자의 평균 두께가 적어도 기록 부위에서 광학 스캔, 예를 들어, 레이저 스캔 또는 적어도 하나의 광학 기록에 의해 측정되는 것이 또한 가능하다.

체중, 키, 및 선택적으로 성별 데이터에 기초하여 기록 부위에서의 환자의 평균 두께를 추정하는 것이 또한 가능하다.

상기한 방법에 부가하여, 발명자들은 또한 조영제를 갖는 X-선 시스템과 관련하여 X-선 영상을 기록하는 방법을 제안하고 있으며, 조영제는 레늄, 하프늄, 탄탈 또는 텅스텐 원소를 함유하고, 조영제 축적 조직과 주변의 조직 간의 콘트라스트 대 잡음비가 향상되며, 원자 번호 77(이리듐), 78(백금), 79(금), 80(수은), 82(납) 또는 83(비스무트)을 갖는 적어도 하나의 원소를 갖는 적어도 하나의 부가 필터가 X-선 튜브 전방에서 빔 경로에 도입되고, X-선 튜브에 의해 방출된 방사선이 그에 의해 스펙트럼적으로 수정된다.

발명자들은 또한 조영제를 갖는 X-선 시스템과 관련하여 X-선 영상을 기록하는 방법을 제안하고 있으며, 조영제는 레늄, 하프늄, 탄탈 또는 텅스텐 원소 중 적어도 하나를 함유하고, 원자 번호 77(이리듐), 78(백금), 79(금), 80(수은), 82(납) 또는 83(비스무트)을 갖는 원소들 중 적어도 하나가 사용되는 적어도 하나의 부가 필터가 제공되며, X-선 튜브에 의해 방출된 방사선을 스펙트럼적으로 수정하기 위해 적어도 하나의 부가 필터가 X-선 튜브와 환자 사이에서 빔 경로에 도입되고, 컴퓨터 보조 단층 촬영 영상이 재구성되고, 방사 선량 또는 조영제 투여량을 감소시키기 위해 영상 콘트라스트의 향상이, 영상 품질의 향상과 함께, 사용된다.

2가지 후자의 방법이, 상세하게는, CT 혈관 촬영, 동적 조영제 보조 CT 또는 조영제 보조 CT 종양 진단 기법과 관련하여 사용될 수 있다.

본 발명의 방법에 부가하여, 조영제를 투여한 환자의 적어도 하나의 X-선 영상을 발생하는 X-선 시스템이 제안되어 있고, 이 X-선 시스템은

- 제동 복사 및 특성 방사의 에너지 스펙트럼을 갖는 X-선 방사를 발생하는 적어도 하나의 애노드,

- 환자를 관통하는 X-선 방사의 픽셀별(pixel-wise) 측정을 위한 적어도 하나의 X-선 검출기,

- 빔 경로에서 적어도 하나의 애노드와 적어도 하나 X-선 검출기 사이에 배열되고, 환자의 전방에 위치되어 있으며, 사용된 에너지 스펙트럼을 수정하는 적어도 하나의 필터 - 환자는 X-선 영상에 대한 검출기 데이터를 발생하기 위해 선량을 흡수하며, X-선 영상은 영상에서의 조영제에 의해 향상된 조직과 주변 조직 사이의 최대 콘트라스트 대 잡음의 비를 나타내는 CNR 값을 가짐 -,

- 동작 동안 X-선 시스템을 제어하고 수신된 검출기 데이터로부터 X-선 영상을 발생하는, 실행을 위한 계산 및 제어 명령어를 갖는 컴퓨터 프로그램이 저장되어 있는 적어도 하나 메모리 저장소를 갖는 적어도 하나의 컴퓨터 프로세서를 포함하고,

본 발명에 따르면,

- 동작 동안 상기 방법들 중 하나의 방법의 방법 단계를 수행하는 적어도 하나의 컴퓨터 프로그램이 저장되어 있다.

X-선 시스템은, 예를 들어, C-아암 시스템, 전산화 단층 촬영 시스템 또는 배타적 투사 X-선 영상을 발생하는 시스템일 수 있다.

본 발명은 또한

- 환자가 받게 되는 방사 선량을 감소시키기 위해 CT 혈관 촬영에서;

- 영상 품질, 따라서 진단 타당성을 향상시키기 위해 CT 혈관 촬영에서, 특히 관상 동맥 조영술에서 및 작은 말초 혈관에 대한 혈관 촬영에서;

- 환자가 받게 되는 방사 선량을 감소시키기 위해 동적 조영제 보조 CT 영상, 예를 들어, 다중 위상 간 진단, 뇌 관류, 종양 관류 또는 심근 관류에서;

- 영상 품질, 따라서 그로부터 도출되는 기능 파라미터의 정확도를 향상시키기 위해 동적 조영제 보조 CT 영상, 예를 들어, 다중 위상 간 진단, 뇌 관류, 종양 관류 또는 심근 관류에서;

- 환자가 받게 되는 방사 선량을 감소시키기 위해 조영제 보조 CT 종양 진단에서;

- 영상 품질, 따라서 진단 타당성을 향상시키기 위해 조영제 보조 CT 종양 진단에서;

- 특히 신부전 환자 또는 조영제 과민 반응을 갖는 환자에 대해 조영제 투여량을 감소시키기 위해 조영제 보조 CT 영상에서;

- 환자의 이중 에너지 CT 검사에서 - 환자가 상이한 원자 번호를 갖는 하나 이상의 조영제를 동시에 또는 순차적으로 가짐 - 앞서 기술한 X-선 시스템들 중 하나를 사용하는 것에 관한 것이다.

이제부터, 본 발명의 이해에 필요한 특징만이 도시되어 있는 도면을 참조하여 본 발명에 대해 보다 상세히 기술할 것이다. 이하의 참조 부호 및 변수가 사용된다: 1: 부가 필터; 2: 초점; 3: 정형 필터; 4: 콜리메이터; 5: 검출기; 6: 제어 및 컴퓨터 시스템; 7: 방사 빔; C1: CT 시스템; C2: X-선 튜브; C3: 검출기; C4: X-선 튜브; C4.1: 부가 필터; C5: 검출기; C6: 갠트리 하우징; C7: C-아암; C8: 환자 지지대; C9: 시스템 축; C10: 제어 및 컴퓨터 시스템; C11: 조영제 투입기; CNR: 콘트라스트 대 잡음비; D_γ: 방사 선량;D_γ(norm): 방사 선량에 대한 정규화 인자; D_K: 조영제 투여량; D_K(norm): 조영제 투여량에 대한 정규화 인자; P: 환자; Prg₁-Prg_n: 컴퓨터 프로그램; U: 가속 전압.

도 1은 CT 튜브로부터의 광자 스펙트럼을 튜브 전압의 함수로서 나타낸 도면이다.
도 2는 필터 물질에 따른 스펙트럼 필터 특성의 변화를 나타낸 도면으로서, 120 kV 출력 스펙트럼 그리고 0.5 mm 비스무트 또는 0.5 mm 납 및 15 cm 조직 흡수에 의한 필터링에 기초한 시뮬레이션이다.
도 3은 필터 물질의 두께에 따른 스펙트럼 필터 특성의 변화를 나타낸 도면으로서, 120 kV 출력 스펙트럼 그리고 0.2 mm 비스무트 또는 0.8 mm 납 및 15 cm 조직 흡수에 의한 필터링에 기초한 시뮬레이션이다.
도 4는 튜브 전압에 따른 스펙트럼 필터 특성의 변화를 나타낸 도면으로서, 140, 120, 100 및 80 kV에서의 출력 스펙트럼 그리고 0.5 mm 납 및 15 cm 조직 흡수에 의한 필터링에 기초한 시뮬레이션이다.
도 5는 하프늄, 탄탈, 텅스텐 및 레늄 원소에 대한 질량 감쇠 계수를 나타낸 도면이다.
도 6은 납 필터를 갖는 및 납 필터를 갖지 않는 광자 스펙트럼을 나타낸 도면으로서, 140 kV 출력 스펙트럼 그리고 1 mm 납 및 15 cm 조직 흡수에 의한 필터링에 기초한 시뮬레이션이며, 텅스텐에 대한 질량 감쇠 계수가 겹쳐져 나타내어져 있다.
도 7은 주석 필터를 갖는 및 주석 필터를 갖지 않는 광자 스펙트럼을 나타낸 도면으로서, 140 kV 출력 스펙트럼 그리고 1 mm 주석 및 15 cm 조직 흡수에 의한 필터링에 기초한 시뮬레이션이며, 텅스텐에 대한 질량 감쇠 계수가 겹쳐져 나타내어져 있다.
도 8은 X-선 광원 및 검출기를 갖는 CT 시스템을 개략적으로 나타낸 도면이다.
도 9a 내지 도 9d는 텅스텐 함유 물질을 갖는 쥐의 조영제 보조 CT 검사에 관한 것으로서, 부가 필터를 갖지 않는 경우(도 9a, 도 9b) 및 0.25 mm 납을 갖는 부가 필터링을 갖는 경우(도 9c, 도 9d); 대동맥에서 측정된 시간-신호 곡선(도 9a, 도 9c); 조영제 볼러스(contrast medium bolus)의 피크에서의 CT 기록(도 9b, 도 9d)이다.
도 10 내지 도 13은 납으로 이루어져 있는 부가 필터의 상이한 두께에서의 조영제 요오드 및 텅스텐에 대한 최적화 변수 CNR²/D_γ의 변화를 나타낸 도면이다.
도 14는 2개의 방출기/검출기 시스템을 갖는 CT 시스템을 개략적으로 나타낸 도면이다.
도 15는 하나의 X-선 광원 및 하나의 검출기를 갖는 C-아암 시스템을 개략적으로 나타낸 도면이다.

도 1 내지 도 7은 예시적인 전형적인 X-선 스펙트럼 및 X-선 스펙트럼에 대한 상이한 필터 물질로 이루어진 부가 필터에 의한 상이한 필터링의 영향을 나타낸 것이며, 최적으로 선택된 조영제 원소가 최대 흡수를 나타내는 제한된 에너지 영역에서 필수 영상 방사선 성분의 목표 증폭이 가능하다.

본 발명의 X-선 시스템의 전형적인 구성이 도 8에 도시되어 있다. 이 X-선 시스템은 애노드에 초점(2)을 갖는 X-선 튜브를 가지며, 이 애노드로부터 X-선 방사가 빔 경로(7)를 따라 방출된다. 이 X-선 방사는 처음에 정형 필터(3)를 통과하고, 이어서 가변 부가 필터(1)에 의해 스펙트럼적으로 수정되어 제한된 정도로 콜리메이터(4)에 의해 검출기(5)로 방향 전환된다. 조영제를 투여한 환자(여기에 상세히 도시되어 있지 않음)는 이 방법의 실행 시에 방사 빔(7)에 위치해 있으며, 따라서 검출기(5)의 도움으로, 환자의 흡수 특성이 측정될 수 있다. 부가 필터를 변화시키기 위해, 예를 들어, 상이한 두께 또는 상이한 필터 물질의 필터 층이 사용될 수 있다. 본 발명의 최적화 프로세스를 포함하는 X-선 시스템의 제어 및 변경가능하지 않은 검사 파라미터의 입력 또는 결정은 물론 최적화된 조절 파라미터 또는 그의 자동 선택 및 조절에 대한 제안의 출력이 제어 및 컴퓨터 시스템(6)에 의해 수행될 수 있다.

도 9a 내지 도 9d는 텅스텐 함유 조영제를 갖는 쥐에서 이하에 개략적으로 기술한 예 2에 따른 조영제 보조 CT 검사를 나타낸 것이고, 도 9a 및 도 9b는 부가 필터를 갖지 않는 경우의 CT 신호 형상 또는 CT 기록을 나타낸 것이고, 도 9c 및 도 9d는 0.25 mm 납의 부가 필터를 갖는 경우의 CT 신호 형상 또는 CT 기록을 나타낸 것이다. 도 9a 및 도 9c는 대동맥에서의 하운스필드(Hounsfield)(HU)에 따라 정규화된 CT 값에서의 시간에 따른 CT 신호의 변화를 나타낸 것이고, 도 9b 및 도 9d 각각은 조영제 볼러스의 피크에서의 CT 기록을 나타낸 것이다.

도 10 내지 도 13은, 본 발명의 더 나은 이해를 위해, 상이한 가속 전압 U에서 납으로 이루어진 부가 필터의 변하는 두께에 따라 그리고 상이한 환자 두께에 따라 - 이 경우에, 물로 채워진 팬텀을 사용하여 측정함 - 텅스텐에 기초한(도 10 및 도 11) 및 요오드에 기초한(도 12 및 도 13) 미리 정해진 조영제 투여량에서 최적화되어야 하는 잡음 대 방사 선량의 비(CNR²/D_γ)를 나타낸 것이다. 이들 팬텀 측정 각각에서, 80 kV 내지 150 kV의 범위에 있는 가속 전압 U에서 팬텀에서 물 1 리터당 50 mmol 조영제의 조영제 농도 D_K가 사용된다. CNR²/D_γ 값의 최적화가 어떤 간단한 관계를 가져오지 않고 사용된 가속 전압, 조영제, 필터링 및 환자 두께, 그리고 이들 인자의 조합에 의존한다는 것이 즉각 명백하다.

도 14는, 상세하게는, CT 시스템(C1)의 동작 동안 제어 및 컴퓨터 시스템(C10) 상에서 컴퓨터 프로그램(Prg₁ 내지 Prg_n)을 수행하는 것에 의해, 본 발명의 방법을 사용하는 CT 시스템(C1)의 구성에서의 X-선 시스템을 나타낸 것이다. 여기 도시된 실시예에서의 CT 시스템(C1)은 갠트리 하우징(C6)을 포함하고, 그 안에 배열되어 있고 갠트리 상에 일체로 되어 있는 2개의 방출기-검출기 시스템 각각은 X-선 튜브(C2 및 C4)로 이루어져 있고, 각각의 경우에, 검출기(C3 및 C5)는 상기 X-선 튜브에 대향하여 배열되어 있다. 스캔을 위해, 환자(P)가 환자 지지대(C8)의 도움으로 일정 간격으로 또는 연속적으로 시스템 축(C9)을 따라 2개의 방출기-검출기 시스템의 빔 경로를 통해 이동되고, 따라서 스캔된다. 이를 위해, 먼저, 스캔 부위에서의 환자의 두께가 측정될 수 있고, 이 두께에 및 팬텀에 대한 이전의 테스트에 또는 이전에 수행된 시뮬레이션에 또는 기존의 실제 스캔 결과에 기초하여, 사용될 투여된 조영제 및 방사선 스펙트럼의 최적의 조합이 선택될 수 있다. 초점에 생성된 방사선 스펙트럼이 빔 경로에서 방출기와 환자 사이에 삽입되는 부가 필터 C2.1 또는 C4.1의 적당한 선택에 의해 수정되며, 따라서 X-선 스펙트럼의 스펙트럼 중앙점이 사용된 조영제의 최대 흡수에 맞춰 최적으로 조정된다. 환자에 조영제를 투여하는 것은, 예를 들어, 조영제 투입기(C11)에 의한 자동 투입에 의해 수행될 수 있다.

X-선 시스템의 특히 유리한 실시예에서, 부가 필터(C2.1 및 C4.1)의 변동이 자동으로 들어오고 나가는 상이한 두께 및 상이한 물질의 필터의 도움으로 수행될 수 있다.

대안으로서, 도 15에 도시된 바와 같이, C-아암 시스템(C1)이 X-선 시스템으로서 사용될 수 있다. 상기 시스템은 가동 C-아암(C7)이 연결되어 있는 하우징(C6)을 가진다. X-선 튜브(C2)는 C-아암(C7)의 단부에 배열되어 있고, 편평한 검출기(C3)는 그에 대향하여 배열되어 있다. 상이한 부가 필터가 리볼버(revolver) 시스템의 도움으로 자동 제어 하에서 빔 경로에 도입될 수 있는 부가 필터 시스템(C2.1)이 X-선 튜브(C2)의 전방에 탑재되어 있다. 검사를 위해, 환자 지지대(C8) 상에 위치한 환자(P)가 빔 경로에 위치하고 스캔될 수 있도록 C-아암(C7)이 배열되어 있다. 대안으로서, C-아암은 많은 수의 투사 각도로부터 투사가 기록될 수 있고 단층 촬영 영상 재구성이 수행될 수 있도록 스캔 동안 피봇 운동을 실행할 수 있다. 이 경우에, 또한 조영제가 조영제 투입기(C11)에 의해 투여될 수 있다. 필요한 계산 및 시스템의 제어는 제어 및 컴퓨터 시스템(C10)에서 시스템의 동작 동안 컴퓨터 프로그램(Prg₁ 내지 Prg_n)을 실행하는 것에 의해 수행된다.

예:

예 1: 체외 측정

임상 CT 장치(Siemens Volume Zoom, 독일 에르랑겐 소재의 Siemens Healthcare)는 다양한 물질(Pb, Sn) 및 필터 두께(0.25 mm, 0.5 mm, 0.7 mm)의 부가 필터를 구비하고 있다. 이들 필터는 관련 두께의 금속막(독일 바트 나우하임 소재의 Goodfellow GmbH)으로 이루어져 있었고 콜리메이터 하우징에서 2개의 얇은 플라스틱 캐리어 사이에 고정되었다. 필터링된 방사선만이 방출되도록 빔 경로가 이러한 방식으로 완전히 덮여 있었다. 이와 같이, CT 장치는 제한 없이 영상 촬영을 위해 사용될 수 있다. 가능한 한 현실적으로 환자 검사에 맞춰 실험 조건이 조정되었다. 환자를 시뮬레이션하기 위해, 조직 등가 플라스틱 물질로 이루어져 있는 의인화 복부 팬텀(anthropomorphic abdominal phantom)(독일 묄렌도르프 소재의 QRM GmbH)이 사용되었다. 조영제 축적 조직을 나타내기 위해 팬텀의 관련 삽입물에 위치된 텅스텐 및 요오드 조영제 샘플(10 mgX/ml)이 사용되었다. 물 샘플은 기준으로서 역할하였다. 표 B1은 상이한 부가 필터를 갖는 경우 물과 관련하여 측정된 텅스텐에 대한 HU 값을 나타내고 있다. 납 필터링의 경우, HU 값의 증가는 모든 튜브 전압에서 측정된 반면, Sn 필터링에서는, 증가가 80 kV에서만 측정되었다.

[표 B1] 80, 120 및 140 kV에서 부가 필터가 없는 경우(0 mm) 및 부가 필터가 있는 경우(0.25 mm Pb, 0.5 mm Pb, 0.5 mm Sn, 0.7 mm Sn)의 텅스텐 조영제 샘플에 대한 하운스필드 유닛에서의 CT 신호 [ΔHU]

표 B2는 상이한 부가 필터를 갖는 경우 요오드에 대해 물과 관련하여 측정된 HU 값을 나타내고 있다. 부가 필터의 사용은 항상 HU 값의 감소를 가져온다.

[표 B2] 80, 120 및 140 kV에서 부가 필터가 없는 경우(0 mm) 및 부가 필터가 있는 경우(0.25 mm Pb, 0.5 mm Pb, 0.5 mm Sn, 0.7 mm Sn)의 요오드 조영제 샘플에 대한 하운스필드 유닛에서의 CT 신호 [ΔHU]

납 부가 필터의 사용 시에, 부가 필터가 없는 경우의 측정과 비교하여, 0.25 mm 및 0.5 mm Pb의 필터 두께에서, 각각, 9.2% / 2.7%(120 kV) 및 4.4% / 15.9%(140 kV) 하운스필드 유닛(HU) 만큼의 텅스텐의 흡수의 향상이 측정되었다. 이와 동시에, 요오드 신호는 0.25 mm 및 0.5 mm의 필터 두께에서, 각각, 10.7% / 10.3%(120 kV) 및 12.9% / 13.5%(140 kV) 만큼 감소되었다. 80 kV에서, 3.6%(0.25 mm Pb), 16.4%(0.5 mm Pb), 11.30%(0.5 mm Sn) 및 18.8%(0.7 mm Sn) 만큼의 텅스텐 HU의 증가가 관찰되었다. 요오드 신호는 20.6%(0.25 mm Pb), 30.0%(0.5 mm Pb), 25.4%(0.5 mm Sn) 및 28.9%(0.7 mm Sn) 만큼 감소되었다.

조영제에 의한 X-선 방사의 흡수의 증가 이외에, 부가 필터의 사용은 받은 방사 선량의 감소를 가져온다. 방사 선량은 물 에너지 선량(water energy dose)으로 교정된 이온화 챔버(ionization chamber)(독일 프라이브르크 소재의 PTW로부터의 PTW 31010)에 의해 측정되었다. 이를 위해, 챔버가 팬텀의 삽입물에 위치되었고, 재구성된 CT 영상에서의 관련 영상 잡음이 측정되었다. 영상 잡음이 균질한 부위(팬텀 또는 조영제 샘플)의 표준 편차를 통해 측정되었다. 동일한 방사 선량에서, 부가 필터의 사용은 잡음 레벨의 감소를 가져온다. 이 효과는 튜브 전압에 독립적이다. 동일한 방사 선량에서, 11.4%(0.25 mm Pb), 3%(0.5 mm Pb), 15.5%(0.5 mm Sn) 및 16.3%(0.7 mm Sn) 만큼의 영상 잡음 레벨의 감소가 측정되었다.

모든 필터에 대한 CNR 대 선량비가 흡수 데이터 및 선량 측정으로부터 결정되었다. 부가 필터가 없는 경우의 측정과 비교하여, 텅스텐의 경우, 조합 120 kV / 0.5 mm Pb을 제외하고는 CNR 대 선량비의 증가가 측정되었다. 이 상승은 동일한 영상 품질(CNR)에 대해 방사 선량을 감소시키기 위해 사용될 수 있다. 표 B3는 그를 위해 필요한 상대 방사 선량을 나타낸 것이다. 120 kV 및 0.25 mm Pb 필터링에서, 부가 필터가 없는 경우 방사 선량의 66%에서 동일한 CNR이 달성될 수 있다.

[표 B3] 80, 120 및 140 kV에서 부가 필터가 없는 경우(0 mm) 및 부가 필터가 있는 경우(0.25 mm Pb, 0.5 mm Pb, 0.5 mm Sn, 0.7 mm Sn)의 텅스텐 조영제 샘플에 대한 일정한 CNR에서의 상대 방사 선량

그러나, 요오드 함유 조영제의 경우, 부가 필터가 사용될 때 방사 선량이 증가한다. 표 B4는 동일한 CNR에 대해 필요한 상대 방사 선량을 나타낸 것이다.

[표 B4] 80, 120 및 140 kV에서 부가 필터가 없는 경우(0 mm) 및 부가 필터가 있는 경우(0.25 mm Pb, 0.5 mm Pb, 0.5 mm Sn, 0.7 mm Sn)의 요오드 조영제 샘플에 대한 일정한 CNR에서의 상대 방사 선량

예 2: 체내 측정

임상 CT 장치(Siemens Volume Zoom, 독일 에르랑겐 소재의 Siemens Healthcare)는 0.25 mm Pb의 부가 필터를 구비하고 있다. 이 필터는 Pb 금속막(독일 바트 나우하임 소재의 Goodfellow GmbH)으로 이루어져 있었고, CT 장치의 콜리메이터 하우징에서 2개의 얇은 플라스틱 캐리어 사이에 고정되었다. 필터링된 방사선만이 방출되도록 빔 경로가 완전히 덮여 있었다. 이와 같이, CT 장치는 제한 없이 영상 촬영을 위해 사용될 수 있다. 마취시킨 쥐가 영상 촬영을 위해 사용되었다. 조영제 물질로서, 명세서 WO 97/03994에 개시된 것과 같은 텅스텐 함유 화합물(W₃O₂-노나-아세테이트)가 사용되었다. 이것은 0.8 ml/s의 흐름률로 주입 펌프에 의해 꼬리 혈관을 통해 정맥 주사로 투약되었다. 조영제 투여량은 1kg 체중당 300 mgW였다. 조영제 투입과 동시에, 동적 CT 측정이 20초 기간에 걸쳐 시작되었고, 그에 의해 흉부 높이에서 시간에 따라 조영제 볼러스가 기록되었다. 이를 위해, 0.8초마다, 동일한 슬라이스 위치에서 CT 영상이 재구성되었다. Pb 부가 필터가 있는 상태 및 없는 상태에서 이 측정이 수행되었다. 측정들 사이의 시간 간격은, 물질의 완전한 제거를 보장하기 위해, 24시간이었다. 625 mAs(0.25 mm Pb를 갖는 경우)와 231 mAs(어떤 부가 필터도 없는 경우)의 mAs 곱에서 CT 튜브 전압은 120 kV였다. 예 1에 기술된 바와 같이, 이전의 팬텀 실험에 기초하여 mAs 설정이 선택되었다. 동물에 바로 인접한 이온화 챔버(독일 프라이브르크 소재의 PTW로부터의 PTW 31010)에 의해 방사 선량의 측정이 수행되었다. 납 부가 필터의 사용 시에, 93.7 mGy의 선량이 측정되었고, 필터가 없는 경우, 130.2 mGy의 선량이 측정되었다. 차후의 데이터 처리를 위해, 대동맥 및 근육에서의 시간-신호 곡선이 구해졌다. 표 B5는 대동맥 및 근육에서 조영제 볼러스의 피크 동안의 HU 값을 나타낸 것이다. 균질한 조직 신호의 표준 편차는 잡음 레벨을 결정하는 역할을 하였다. 영상 발생을 위해 방사 선량의 72%만이 사용되었지만, 대동맥과 주변의 근육 조직 사이에서 결정된 CNR은, 부가 필터의 사용 시에, 필터가 없는 경우보다 약간 더 높았다. 이 결과, 체외 측정(예 1)과 잘 일치하며, 66%의 방사 선량에서, 동일한 CNR이 발생될 수 있다(120 kV, 0.25 mm Pb 필터).

[표 B5] 부가 필터가 있는 경우(0.25 mm Pb) 및 부가 필터가 없는 경우(0 mm Pb)의 CT 측정의 정량적 평가: 대동맥에서의 신호(S1), 대동맥에서의 잡음(R1), 근육에서의 신호(S2), 근육에서의 잡음(R2), 계산된 콘트라스트 대 잡음비(CNR) 및 측정된 방사 선량(dose).

따라서, 전반적으로 본 발명은 에너지 스펙트럼을 갖는 X-선 방사 및 X-선 검출기를 사용하여 조영제를 투여한 환자의 적어도 하나의 X-선 영상을 발생하는 방법에 관한 것이며, 사용되는 에너지 스펙트럼은 빔 경로에서 환자의 전방에 배열된 적어도 하나의 제1 필터에 의해 수정되고, 환자는 X-선 영상에 대한 검출기 데이터를 발생하기 위해 선량을 흡수하며 X-선 영상은 영상에서의 최대 콘트라스트 대 잡음의 비를 나타내는 CNR 값을 가지며, 본 발명에 따르면, X-선 검사될 환자의 두께를 고려하여, 실험적으로 발생된 또는 시뮬레이션된 X-선 영상으로부터 얻어진 최적화 기준이 극대화되도록 에너지 스펙트럼 및 조영제가 부가 필터에 의해 서로에 대해 조절된다.

게다가, 기술된 방법을 수행함으로써 조영제를 투여한 환자의 적어도 하나의 X-선 영상을 발생하는 X-선 시스템, 및 각종의 검사에서의 본 발명의 X-선 시스템의 사용이 또한 제안되어 있다.

본 발명이 바람직한 예시적인 실시예에 기초하여 상세히 예시되고 기술되어 있지만, 본 발명이 주어진 예에 의해 제한되지 않고, 본 발명의 보호 범위를 벗어나지 않고 기술 분야의 당업자에 의해 다른 변형이 그로부터 도출될 수 있다.

Claims

애노드(anode)에서 발생되고 제동 복사 및 특성 방사의 에너지 스펙트럼을 갖는 X-선 방사, 및 X-선 검출기를 사용하여 조영제를 투여한 환자(P)의 적어도 하나의 X-선 영상을 발생하는 방법으로서,
사용되는 상기 에너지 스펙트럼은 빔 경로(7)에서 환자(P)의 전방에 배열된 적어도 하나의 제1 필터(3)에 의해 수정되고, 상기 환자(P)는 상기 X-선 영상에 대한 검출기 데이터를 발생하기 위해 선량(dose)을 흡수하며 상기 X-선 영상은 상기 영상에서의 최대 콘트라스트 대 잡음의 비를 나타내는 CNR 값을 가지며,
실험적으로 발생된 또는 시뮬레이션된 X-선 영상으로부터 얻어진 최적화 기준이 극대화되도록 X-선 검사될 상기 환자(P)의 두께를 고려하여, 상기 에너지 스펙트럼 및 상기 조영제가 부가 필터(1)에 의해 서로에 대해 조절되는 것을 특징으로 하는 방법.
제1항에 있어서, 상기 최적화 기준으로서, 상기 환자의 상기 X-선 영상의 콘트라스트 대 잡음비의 제곱(CNR²) 대 이 X-선 영상을 위해 환자가 받은 선량(D_γ)의 비(CNR²/D_γ)가 극대화되는 것을 특징으로 하는 방법.
제1항에 있어서, 상기 최적화 기준으로서, 상기 환자(P)의 상기 X-선 영상의 콘트라스트 대 잡음비(CNR) 대 상기 환자(P)에 투여된 조영제 투여량(contrast medium dose)(D_K)의 비(CNR/D_K)가 극대화되는 것을 특징으로 하는 방법.
제1항 내지 제3항 중 어느 한 항에 있어서, 상기 부가 필터(1)의 우세 흡수 물질의 K-에지가 에너지적으로 상기 조영제의 우세 콘트라스트 생성 물질보다 위에 있도록 상기 부가 필터(1)의 우세 흡수 물질과 상기 조영제의 우세 콘트라스트 생성 물질의 조합이 선택되는 것을 특징으로 하는 방법.
제1항 내지 제4항 중 어느 한 항에 있어서, 논리 회로 또는 논리 프로그래밍을 사용하여, 변하지 않는 기록 파라미터의 결정 또는 입력 이후에, 적어도 하나의 추가의 가변 기록 파라미터가 제안되거나 자동으로 조절되는 것을 특징으로 하는 방법.
제5항에 있어서, 상기 변하지 않는 기록 파라미터로서, 이하의 목록: 환자 직경, 조영제 투여량, 조영제의 물질 또는 원소, CNR, 적용될 미리 정해진 환자 선량에 있는 파라미터들 중 적어도 하나가 사용되는 것을 특징으로 하는 방법.
제5항 또는 제6항에 있어서, 가변 기록 파라미터로서, 상기 파라미터가 비조절가능 기록 파라미터로서 선택되지 않았다면, 이하의 목록: 최대 광자 에너지, 애노드 물질, 상기 부가 필터의 물질, 상기 부가 필터의 두께, 상기 조영제의 물질 또는 원소, 조영제 투여량, CNR, 적용될 미리 정해진 환자 선량으로부터의 파라미터들 중 적어도 하나가 사용되는 것을 특징으로 하는 방법.
제1항 내지 제7항 중 어느 한 항에 있어서, 이하의 방법 단계들:
- 기록될 부위에서의 상기 환자(P)의 평균 두께를 결정하는 단계,
- 상기 환자(P)의 평균 두께를 고려하여, 복수의 상이한 에너지 스펙트럼을 갖는 기록들로부터의 테스트 결과를 도입하고, 조영제가 없는 조직과 조영제가 많은 체액 또는 조직 사이 또는 상기 환자(P)의 전체 영상으로부터의 최대 영상값과 최소 영상값 사이의 관련 CNR 값들을 결정하는 단계,
- 상기 최적화 기준에 대한 최대값을 갖는 에너지 스펙트럼 및 조영제의 구성을 선택하는 단계,
- 이 선택된 구성을 설정하는 단계, 및
- 상기 선택된 구성을 사용하여 상기 환자의 적어도 하나의 투사를 발생하는 단계
가 수행되도록 상기 최적화 기준의 극대화가 수행되어야 하는 것을 특징으로 하는 방법.
제1항 내지 제8항 중 어느 한 항에 있어서, 상기 기록 부위에서의 상기 환자(P)의 평균 두께를 고려하여, 사용된 에너지 스펙트럼의 최대 에너지, 부가 필터 물질 및 조영제의 구성만이 테스트되고,
- 상기 부가 필터 물질의 K-에지들은 부가 필터가 없는 경우의 제동 복사 스펙트럼의 최대값과 상기 에너지 스펙트럼의 최대 에너지 사이에 있고,
- 상기 조영제의 K-에지들은 부가 필터가 없는 경우의 제동 복사 스펙트럼의 최대값과 상기 부가 필터 물질의 K-에지들 사이에 있는 것을 특징으로 하는 방법.
제1항 내지 제9항 중 어느 한 항에 있어서, 상기 테스트 결과에 대한 상기 에너지 스펙트럼을 변화시키기 위해, 상기 에너지 스펙트럼의 최대 에너지가 변화되는 것을 특징으로 하는 방법.
제1항 내지 제10항 중 어느 한 항에 있어서, 상기 테스트 결과에 대한 상기 에너지 스펙트럼을 변화시키기 위해, 상기 애노드 물질이 변화되는 것을 특징으로 하는 방법.
제1항 내지 제11항 중 어느 한 항에 있어서, 상기 테스트 결과에 대한 상기 에너지 스펙트럼을 변화시키기 위해, 상기 빔 경로에서 상기 환자의 전방에 배열되어 있는 적어도 하나의 부가 필터의 층 두께가 변화되는 것을 특징으로 하는 방법.
제1항 내지 제12항 중 어느 한 항에 있어서, 상기 테스트 결과에 대한 상기 에너지 스펙트럼을 변화시키기 위해, 상기 빔 경로에서 상기 환자(P)의 전방에 배열되어 있는 적어도 하나의 부가 필터(1)의 물질이 변화되는 것을 특징으로 하는 방법.
제13항에 있어서, 상기 테스트 결과에 대한 상기 에너지 스펙트럼을 변화시키기 위해, 부가 필터들로서, 상이한 필터들이 사용되고, 그의 필터 물질이 압도적으로 이하의 목록:
이리듐(원자 번호 Z = 77), 백금(Z = 78), 금(Z = 79), 수은(Z = 80), 납(Z = 82), 비스무트(Z = 83)에서의 물질들 중 적어도 하나 또는 이 목록으로부터의 복수의 물질의 조합으로 이루어져 있는 것을 특징으로 하는 방법.
제1항 내지 제14항 중 어느 한 항에 있어서, 상기 테스트 결과에 대해, 상기 조영제 내의 콘트라스트 생성 물질이 변화되는 것을 특징으로 하는 방법.
제15항에 있어서, 상기 조영제 내의 콘트라스트 생성 물질로서, 이하의 목록:
레늄(원자 번호 Z = 75), 하프늄(Z = 72), 탄탈(Z = 73), 텅스텐(Z = 74)으로부터의 상이한 물질들 또는 물질 조합들이 사용되는 것을 특징으로 하는 방법.
제16항에 있어서, 상기 콘트라스트 생성 물질들의 목록이 또한
란탄족(원자 번호 Z = 58 내지 71)으로부터의 원소들을 포함하는 것을 특징으로 하는 방법.
제1항 내지 제17항 중 어느 한 항에 있어서, 상기 환자(P)의 X-선 영상으로서, 투사 X-선 영상이 사용되는 것을 특징으로 하는 방법.
제1항 내지 제17항 중 어느 한 항에 있어서, 상기 환자(P)의 X-선 영상으로서, 2차원 또는 3차원 단층 촬영 영상(tomographic image)이 사용되는 것을 특징으로 하는 방법.
제8항 내지 제19항 중 어느 한 항에 있어서, 상기 기록 부위에서의 상기 환자(P)의 평균 두께가 적어도 하나의 투사 방향으로부터 적어도 상기 기록 부위에서 적어도 하나의 토포그램(topogram)을 생성함으로써 결정되는 것을 특징으로 하는 방법.
제8항 내지 제20항 중 어느 한 항에 있어서, 상기 기록 부위에서의 상기 환자(P)의 평균 두께가 적어도 상기 기록 부위에서 광학 스캔(레이저 스캔 또는 적어도 하나의 광학 기록)에 의해 결정되는 것을 특징으로 하는 방법.
제8항 내지 제21항 중 어느 한 항에 있어서, 상기 기록 부위에서의 상기 환자(P)의 평균 두께가 체중 또는 신장 데이터 및 선택적으로 성별 데이터에 기초하여 추정되는 것을 특징으로 하는 방법.
조영제와 X-선 시스템의 조합으로 X-선 기록을 행하는 방법으로서,
상기 조영제는 레늄, 하프늄, 탄탈 또는 텅스텐 원소들을 함유하고, 조영제 축적 조직과 주변의 조직 간의 콘트라스트 대 잡음비가 향상되며,
원자 번호 77(이리듐), 78(백금), 79(금), 80(수은), 82(납) 또는 83(비스무트)을 갖는 원소들이 사용되는 부가 필터(1)가 X-선 튜브의 전방에서 빔 경로에 도입되고, 상기 X-선 튜브에 의해 방출된 방사선이 그에 의해 스펙트럼적으로 수정되는 것을 특징으로 하는 방법.
조영제와 X-선 시스템의 조합으로 X-선 기록을 행하는 방법으로서,
상기 조영제는 레늄, 하프늄, 탄탈 또는 텅스텐 원소들 중 적어도 하나를 함유하고,
원자 번호 77(이리듐), 78(백금), 79(금), 80(수은), 82(납) 또는 83(비스무트)을 갖는 원소들 중 적어도 하나가 존재하는 적어도 하나의 부가 필터(1)가 사용되고, X-선 튜브의 전방에서 빔 경로에 도입되고, 상기 부가 필터(1)가 상기 X-선 튜브에 의해 방출된 방사선을 스펙트럼적으로 수정하며, 컴퓨터 보조 단층 촬영 영상들이 재구성되고, 방사 선량 또는 조영제 투여량을 감소시키기 위해 영상 콘트라스트의 향상이, 영상 품질의 상승과 함께, 사용되는 것을 특징으로 하는 방법.
제23항 또는 제24항에 있어서, 상기 방법은 CT 혈관 촬영(angiography), 동적 조영제 보조 CT 또는 조영제 보조 CT 종양 진단에서 사용되는 방법.
조영제를 투여한 환자(P)의 적어도 하나의 X-선 영상을 발생하는 X-선 시스템(C1)으로서,
제동 복사 및 특성 방사의 에너지 스펙트럼을 갖는 X-선 방사를 발생하는 적어도 하나의 애노드,
상기 환자(P)를 관통하는 상기 X-선 방사의 픽셀별(pixel-wise) 측정을 위한 적어도 하나의 X-선 검출기(C3, C5),
빔 경로(7)에서 상기 적어도 하나의 애노드와 상기 적어도 하나 X-선 검출기(C3, C5) 사이에서 상기 환자(P)의 전방에 배열되어 있고, 사용된 에너지 스펙트럼을 수정하는 적어도 하나의 필터 - 상기 환자는 상기 X-선 영상에 대한 검출기 데이터를 발생하기 위해 선량을 흡수하며, 상기 X-선 영상은 상기 영상에서의 최대 콘트라스트 대 잡음의 비를 나타내는 CNR 값을 가짐 -,
동작 동안 상기 X-선 시스템(C1)을 제어하고 수신된 검출기 데이터로부터 X-선 영상들을 발생하는, 실행을 위한 계산 및 제어 명령어들을 갖는 컴퓨터 프로그램(Prg₁ 내지 Prg_n)이 저장되어 있는 적어도 하나의 메모리 저장소를 갖는 적어도 하나의 컴퓨터 프로세서(C10)
를 포함하고,
동작 동안 제1항 내지 제25항 중 어느 한 항의 방법 단계들을 수행하는 적어도 하나의 컴퓨터 프로그램(Prg₁ 내지 Prg_n)이 저장되어 있는 것을 특징으로 하는 X-선 시스템.
제26항에 있어서, 상기 시스템은 C-아암 시스템인 것을 특징으로 하는 X-선 시스템.
제26항에 있어서, 상기 시스템은 전산화 단층 촬영 시스템인 것을 특징으로 하는 X-선 시스템.
제26항에 있어서, 상기 시스템은 전적으로 투사 X-선 영상을 발생하는 시스템인 것을 특징으로 하는 X-선 시스템.
환자(P)가 받게 되는 방사 선량을 감소시키기 위해 CT 혈관 촬영에서 제26항 내지 제29항 중 어느 한 항의 X-선 시스템 또는 제1항 내지 제25항 중 어느 한 항의 방법의 사용법.
영상 품질, 따라서 진단 타당성을 향상시키기 위해 CT 혈관 촬영에서, 특히 관상 동맥 조영술에서 및 작은 말초 혈관의 혈관 촬영에서 제26항 내지 제29항 중 어느 한 항의 X-선 시스템 또는 제1항 내지 제25항 중 어느 한 항의 방법의 사용법.
환자(P)가 받게 되는 방사 선량을 감소시키기 위해 다중 위상 간 진단, 뇌 관류, 종양 관류 또는 심근 관류와 같은 동적 조영제 보조 CT 촬영에서 제26항 내지 제29항 중 어느 한 항의 X-선 시스템 또는 제1항 내지 제25항 중 어느 한 항의 방법의 사용법.
영상 품질, 따라서 그로부터 도출되는 기능 파라미터들의 정확도를 향상시키기 위해 다중 위상 간 진단, 뇌 관류, 종양 관류 또는 심근 관류와 같은 동적 조영제 보조 CT 촬영에서 제26항 내지 제29항 중 어느 한 항의 X-선 시스템 또는 제1항 내지 제25항 중 어느 한 항의 방법의 사용법.
환자(P)가 받게 되는 방사 선량을 감소시키기 위해 조영제 보조 CT 종양 진단에서 제26항 내지 제29항 중 어느 한 항의 X-선 시스템 또는 제1항 내지 제25항 중 어느 한 항의 방법의 사용법.
영상 품질, 따라서 진단 타당성을 향상시키기 위해 조영제 보조 CT 종양 진단에서 제26항 내지 제29항 중 어느 한 항의 X-선 시스템 또는 제1항 내지 제25항 중 어느 한 항의 방법의 사용법.
특히 신부전 환자 또는 조영제 과민 반응을 갖는 환자에 대해 조영제 투여량을 감소시키기 위해 조영제 보조 CT 촬영에서 제26항 내지 제29항 중 어느 한 항의 X-선 시스템 또는 제1항 내지 제25항 중 어느 한 항의 방법의 사용법.
상이한 원자 번호를 갖는 하나 이상의 조영제를 동시에 또는 순차적으로 갖는 환자(P)의 이중 에너지 CT 검사에서 제26항 내지 제29항 중 어느 한 항의 X-선 시스템 또는 제1항 내지 제25항 중 어느 한 항의 방법의 사용법.