MX2007015406A

MX2007015406A - Disposicion de rayos x para la presentacion visual de un objeto de analisis y uso de la disposicion de rayos x.

Info

Publication number: MX2007015406A
Application number: MX2007015406A
Authority: MX
Inventors: Rudiger Lawaczeck
Original assignee: Bayer Schering Pharma Ag
Priority date: 2005-06-06
Filing date: 2006-04-20
Publication date: 2008-02-19
Also published as: JP2008541963A; DE102005026940A1; AU2006254747A1; RU2007148223A; EP1890604A1; IL187846A0; CN101203179B; CN102512188A; CA2610964A1; KR20080020616A; BRPI0611181A2; WO2006131175A1; RU2449729C2; CN101203179A

Abstract

La invencion se relaciona con una disposicion de rayos X para la representacion de grandes contrastes de lesiones pequenas u otras areas objeto en el tejido del cuerpo humano, conteniendo al menos un elemento quimico de contraste, que comprende al menos una fuente de rayos X que emite una radiacion esencialmente policromatica, un primer detector o una multiplicidad de primeros detectores, que pueden usarse para determinar los valores de una primera intensidad de radiacion de rayos X transmitida a traves del objeto de analisis, un segundo detector o una multiplicidad de segundos detectores que pueden usarse para determinar los valores de una segunda intensidad de radiacion de rayos X, emitida por el objeto de analisis, al menos una unidad de correlacion que puede usarse para correlacionar, pixel 20 por pixel, los valores de la primera intensidad de radiacion de rayos X transmitida con los valores de la segunda intensidad de radiacion de rayos X emitida, y al menos una unidad de salida para la representacion del objeto de analisis a partir de las senales de pixel, obtenible mediante la correlacion de los valores de primer intensidad con los valores de segunda intensidad. Las imagenes de transmision y emision son grabadas, preferentemente, en forma simultanea. El metodo puede ser combinado tambien con otras imagenes radiologicas, v.g., tomografia por emision de positrones (PET, por sus siglas en ingles), o tomografia computarizada por emision de fotones simples (SPECT).

Description

DISPOSICIÓN DE RAYOS X PARA LA PRESENTACIÓN VISUAL DE UN OBJETO DE ANÁLISIS Y USO DE LA DISPOSICIÓN DE RAYOS X DESCRIPCIÓN DE LA INVENCIÓN La presente invención se relaciona con una disposición de rayos X para la representación en forma de imagen mediante rayos X de al menos un objeto de análisis conteniendo al menos un elemento químico de contraste para rayos X, un uso de la disposición de rayos X, así como un método de contraste para rayos X que produce una imagen en un objeto de estudio, por ejemplo un mamífero, pero en particular un humano. El diagnóstico médico con la ayuda de rayos X es un campo de grandes desarrollos técnicos para el diagnóstico de enfermedades, por ejemplo, para la detección tempranera, para la comprobación radiológica, para la caracterización y la localización de tumores, enfermedades vasculares y otros cambios patológicos del cuerpo humano. La técnica es muy potente y posee una gran disponibilidad. Para la producción de rayos X se cuenta con tubos de rayos X, por ejemplo, con ánodos W, Mo, respectivamente Rh y filtros Al, Cu, Ti, Mo y Rh. Mediante unos filtros apropiados se filtra una parte de la radiación frenada, de manera que en casos favorables el tubo de rayos X emite esencialmente la radiación característica.

Como detectores se usan películas de rayos X convencionales, láminas de memoria o detectores digitales de cama plana. En las tomografías computarizadas se usa una célula detector o varias células detectores. También es posible conectar en paralelo a varios detectores. Para la conversión directa de la radiación X en señales eléctricas se usa unos detectores de semiconductor que consisten de cadmio-teluluro (CT) , cadmio-zinc-teluluro (CZT) , seleniuro amorfo o silicio amorfo o cristalino (M.J. Yaffe, J.A. Rowlands, "X-Ray Detectors for Digital Radiography", Med. Biol . , 42.(1) (1997) 1-39) . Un ejemplo para la construcción de semejantes detectores es indicado en el documento US 5,434,417 A. Para ofrecer también una sensitividad de energía del detector, este es conformado de varias capas. Los rayos X con diferente energía penetran a diferentes profundidades en este detector y producen en la respectiva capa una señal eléctrica mediante efecto fotoeléctrico, que puede ser identificada según la capa y, con ello, es posible interpretarla según la energía de los fotones de rayos X inmediatamente como impulso de corriente. La tomografía computarizada (CT, por sus siglas en inglés) se aplica desde hace mucho como procedimiento rutinario en el quehacer clínico. Mediante CT se obtienen imágenes de secciones por el cuerpo que logran una resolución espacial mejor que mediante la radiografía de proyección convencional. No obstante que también la disolución de densidad de CT es claramente superior que la disolución de densidad de la técnica de rayos X convencional, se requieren, no obstante, medios de contraste para identificar confiablemente muchos de los cambios patológicos. Estos mejoran la calidad de la información morfológica. Se representan mediante el medio de contraste por un lado los procesos funcionales en el cuerpo (excreción, perfusión, permeabilidad) y por el otro se muestra pronunciadamente la morfología por la creación de contrastes (diferente concentración de medios de contraste en diferentes tejidos). En muchos casos no era posible aplicar la técnica radiológica convencional porque el contraste de los tejidos por examinar era insuficiente. Con esta finalidad se desarrollaron unos medios de contraste para rayos X que producen una densidad radiográfica alta en el tejido en qué se acumulan. Típicamente se propone yodo, bromo, elementos don los números atómicos 34, 42, 44-52, 54-60, 62-79, 82 y 83 como elementos de contraste, así como los compuestos de quelado de los elementos con los números atómicos 56-60, 62-79, 82 y 83. Como compuestos de yodo pueden usarse, por ejemplo, meglumina-Na o lisina-diatrizoato, iotamalato, ioxitalamato, iopromuro, iohexol, iomeprol, iopamidol, ioversol, iobitridol, iopentol, iotrolan, iodixanol y ioxilan (INN) (EP 0 885 616 Al). En bastantes casos resulta imposible lograr un contraste de tejido apropiado no obstante la administración de medios de contraste para rayos X. Con la finalidad de lograr un aumento adicional del contraste se introdujo la angiografía de sustracción digital (DSA) en la que se sustrae (en forma logarítmica) la toma previa y posterior al contraste entre sí. El método de sustracción para la aplicación en la mamografía es manifestado en el documento EP 0 885 616 Al: para la mamografía de proyección se propone allí tomar primeramente un mamograma previo al contraste, inyectar a la paciente rápidamente i.v. un medio de contraste para rayos X urográfico y tomar un mamograma posterior de contraste aproximadamente 30 segundos a 1 minuto después de concluir la inyección. Los datos obtenidos de ambas imágenes son correlacionadas a continuación entre sí, preferentemente sustraídas la una de la otra. Desarrollos recientes en el campo de la CT se relacionan, del lado de excitación, por ejemplo la aplicación de radiación de sincrotrón en la CT (F.A. Dilmanian, "Computed Tomography with Monochromatic X-Rays", Am. J. Physiol . Imaging, 31_4 (1992 175-193). Se obtienen buenas imágenes radiológicas, por ejemplo, mediante la CT de substracción de umbral K" (F.A. Dilmanian, op.cit., página 179), aprovechándose el fuerte incremento del coeficiente de absorción en la energía de enlace de los electrones K de un átomo. El elemento yodo tiene un umbral K teniendo una energía de 33.17 keV. Desafortunadamente, este método funciona sólo con la ayuda de la radiación de sincrotrón disponible en grandes anillos de acumulación, como por ejemplo en DESY, ya que sólo esta radiación tiene la monocromasía e intensidad favorables para el método. Los tubos de rayos X convencionales no producen una radiación monocromática, sino un espectro continuo. Por lo tanto no son muy apropiados para semejantes mediciones de diferencia . Una posibilidad diferente es descrita en el documento DE 101 18 792 Al: Aquí se propone para la toma de mamogramas de proyección un método en que se usan fuentes de rayos X con dos ánodos de rayos X de diferentes materiales. Para la toma de los mamogramas se administra a la paciente primeramente un medio de contraste para rayos X. A continuación se t'oma una primera imagen de proyección usando el primero de los dos ánodos de rayos X y luego, usando un segundo ánodo de rayos X, una segunda imagen de proyección. Mediante superposición de cada píxel individual de la primera imagen con cada píxel individual de la segunda imagen se produce a continuación una imagen correlacionada. La radiación característica de los dos ánodos de rayos X está ajustada al espectro de absorción del medio de contraste para rayos X: La energía de emisión del primer ánodo de rayos X se ubica un poco por debajo de la energía de absorción del elemento de contraste en el medio de contraste para rayos X y le energía de emisión del segundo ánodo de rayos X un poco por encima de la energía de absorción del elemento de contraste. Una desventaja de este método consiste en que tubos de rayos X convencionales teniendo sólo un ánodo de rayos X deben ser sustituidos con tubos de ánodo doble. En adición a la radiografía de transmisión se describe también una radiografía de emisión: Así se describe en el documento WO 2004/041060 A2 un dispositivo para la determinación in vivo no invasiva de un elemento químico en la próstata de un humano que comprende una sonda, un sistema de radiación con que se puede excitar el elemento químico a emitir radiación, un detector de radiación dentro de la sonda que permite captar una imagen de la radiación emitida, así como 'un sistema de captura de señales, procesamiento y señalamiento que permite reproducir la cantidad del elemento químico en la próstata en diferentes sitios según la graficación de la radiación emitida. La radiación emitida consiste esencialmente de radiación fluorescente. En el caso del estudio de próstata se detecta preferentemente la distribución de Zn en el tejido. Se describe además en el documento DE 36 08 965 Al un método para la determinación de la proporción de diferentes elementos químicos en una capa de una región examinada mediante radiación gama o X. En este se detectan por separado la dispersión de radiación Compton y Rayleigh. El curso de los coeficientes de dispersión diferencial determinado a partir de los valores medidos es afectado por las proporciones de diferentes elementos químicos contenidos en los elementos individuales de la imagen. Es posible, por lo tanto, determinar la proporción de estos elementos químicos. Para ello, la región del examen es traspasado desde una multiplicidad de direcciones por una radiación primaria y la radiación que sale de la región del examen en diferentes ángulos es captada por una disposiciones de detectores en diferentes posiciones afuera de la región del examen, determinándose de ello el coeficiente diferencial de dispersión para diferentes transmisiones de impulso de los valores medidos en esto para cada uno de los elementos de imagen de la capa. Se ha propuesto además por parte de Quanwen Yu et al., "Preliminary Experiment of Fluorescent X-Ray Computed Tomography to Detect Dual Agents for Biological Study" en J. Synchrotron Rad. (2001) , 8 1030-1034, usar el método de fluorescencia radiológica para la determinación de pequeñas concentraciones de sustancias no radioactivas en estudios biomédicos. Mediante estos métodos es posible obtener imágenes que permiten detectar simultáneamente agentes múltiples usando la línea de fluorescencia Ka, para capturar cuantitativamente, por ejemplo, el flujo sanguíneo en el cerebro y la densidad de las células cerebrales. El método de fluorescencia de rayos X respectivamente de luz dispersa de rayos X, descrita en las publicaciones precedentemente referidas, tiene sin embargo la desventaja de que una representación de detalles pequeños en un objeto de estudio no es posible sin más debido a dificultades en la generación de la imagen. Se obtienen, más bien, sólo representación de resolución gruesa, de manera que detalles menores casi no pueden ser representados en forma de imagen. La presente invención se basa, por lo tanto, en el problema de evitar las desventajas precedentemente referidas y encontrar en particular disposiciones y métodos que permiten producir imágenes con diferentes elementos químicos de contraste para rayos X. Las imágenes de rayos X también debieran poder tomarse de manera sencilla y cómoda sin causar grandes costos. La técnica debiera estar disponible ampliamente. También debiera ser posible hacer visibles lesiones menores en el objeto del estudio con gran resolución local con una dosis de radiación tan baja como posible. Se busca evitar los artefactos de movimientos. Este problema se resuelve mediante la disposición de rayos X para la representación visual de un objeto de estudio que contiene al menos un elemento químico de contraste para rayos X mediante irradiación con rayos X según la reivindicación 1, el uso de esta disposición de rayos X según la reivindicación 11 y el método de contraste para rayos X que genera imágenes según la reivindicación 25. Modalidades preferidas de la invención son indicadas en las reivindicaciones subordinadas. En la medida en que se usan en la descripción de la invención y en las reivindicaciones los conceptos "emisión" y "emitir" se entiende por ellos, por un lado, una fluorescencia de rayos X, es decir, la emisión de radiación después de una excitación de la materia irradiada mediante radiación electromagnética, y por el otro, preferentemente la dispersión Rayleigh. En este último caso se reemite la radiación sin transferencia de impulso de la materia irradiada, existiendo en esto, sin embargo, ninguna excitación de electrones de capas en átomos de esta materia, a causa de la irradiación, a estados excitados como en el caso de la fluorescencia. Mediante la disposición de rayos X se usa para la representación visual la radiación de rayos X transmitida por el objeto de estudio y emitida por éste. Para ello, la disposición de rayos X posee, inventivamente, lo siguiente: a. al menos una fuente de rayos X que emite una radiación de rayos X esencialmente policromática, b. un primer detector o una primera unidad de detectores (una unidad consistiendo de varios detectores conectados y/o dispuestos en paralelo) , que permite determinar los valores de una primera intensidad de la radiación de rayos X transmitida por el objeto de estudio, c. un segundo detector o una segunda unidad de detectores que permite determinar los valores de una segunda intensidad de la radiación de rayos X emitida por el objeto de estudio, d. al menos una unidad de correlación que permite correlacionar entre sí, píxel por píxel, los primeros valores de intensidad de la radiación de rayos X transmitida con los segundos valores de intensidad de la radiación de rayos X emitida, así como e. al menos una unidad de salida para la representación del objeto de estudio a partir de las señales de píxeles que son obtenibles mediante la correlación de los primeros valores de intensidad con los segundos valores de intensidad. La radiación de rayos X transmitida y la radiación de rayos X emitida puede detectarse o bien simultáneamente o una tras otra. Esta disposición de rayos X puede usarse ventajosamente para la representación visual de un objeto de análisis que contiene al menos un elemento químico de contraste para rayos X. El elemento químico de contraste para rayos X es introducido, preferentemente, mediante un medio de contraste de rayos X en el objeto de estudio y, por ejemplo, administrado para ello al objeto de estudio, como un humano o un animal. Los elementos químicos de contraste que existen naturalmente en un objeto de estudio con número atómico bajo poseen sólo un bajo rendimiento de fluorescencia radiológica, de manera la generación de imágenes aprovechando estos elementos no parece realizable. Además, la energía de los fotones de fluorescencia radiológica es muy baja en este caso, de manera que también su alcance en el tejido del cuerpo es pequeño. En particular a partir del elemento de yodo (Z = 53) con las líneas de emisión 28.6 y 32.3 KeV se tiene unas líneas de fluorescencia que abandonan el objeto de estudio en grado suficiente y pueden ser registradas, de esta manera, por un detector dispuesto afuera del objeto. En los casos de números atómicos más bajos del elemento químico se debe seleccionar una disposición de un segundo detector que la que éste es dispuesto tan cerca como posible a la región por analizar (ROÍ: región de interés, por sus siglas en inglés). La disposición de rayos X es usada para la realización del método inventivo de rayos X de contraste. El método comprende las siguientes etapas del método: a. Preferentemente administrar de al menos un elemento químico que produce un contraste para rayos X, b. Pasar radiación por el objeto de estudio con una radiación esencialmente policromática de rayos X, c. Detectar los valores de una primera intensidad de la radiación de rayos X transmitida por el objeto de estudio, d. Determinar los valores de una segunda intensidad de la radiación de rayos X emitida por el objeto de estudio, e. Correlacionar los primeros valores de intensidad de la radiación de rayos X transmitida, píxel por píxel, con los segundos valores de intensidad de la radiación de rayos X emitida, f. Representar el objeto de estudio a partir de señales de píxeles obtenidas mediante correlación de los primeros valores de intensidad con los segundos valores de intensidad. Contrariamente a los métodos conocidos en que se realiza, o bien, sólo la tomografía de transmisión de rayos X (TXCT) o se detecta sólo la fluorescencia de rayos X (FXCT), se miden aquí la transmisión y la emisión simultáneamente o una tras otra, y ambas técnicas son combinadas entre sí según la presente invención, siendo que las imágenes obtenidas en cada caso son superpuestas mediante un método de correlación apropiado. Este método aprovecha las respectivas ventajas de ambas técnicas: La tomografía de transmisión de rayos X ofrece ciertamente la ventaja de una resolución potencial alta temporal y local, de manera que se pueden separar en principio también lesiones muy pequeñas u otros detalles en un cuerpo humano examinado. Sin embargo, el contraste obtenido frecuentemente no es suficiente para lograr también hacer visibles estos detalles. Esto es cierto en particular para el estudio de lesiones en el tejido de partes blandas. Además, los estudios de determinadas regiones del cuerpo según el método TXTC son afectados por la estructura ósea. La tomografía de fluorescencia de rayos X ofrece, por otro lado, la ventaja de una representación extraordinariamente rica en contraste, ya que exclusivamente determinados elementos químicos emiten radiación electromagnética con excitación apropiada de estos elementos, de manera que estos elementos, presentes en la región de estudio (ROÍ) son apropiados como sondas de medición extremadamente sensibles. El método FXCT, sin embargo, tiene la desventaja de una resolución espacial baja, de manera que ya no es posible representar lesiones menores . Sólo mediante la combinación de los valores de intensidad de la radiación de rayos X transmitida, píxel por píxel, con los valores de intensidad de la radiación de rayos X emitida y la representación del objeto de análisis de señales de píxeles que se ha obtenido gracias a esta correlación puede producirse una imagen rica en contraste y detallada de la región de estudio (ROÍ) . La parte de la imagen que produce el contraste, ciertamente, posee sólo una resolución baja. Pero esta carencia es superada ampliamente gracias a la correlación de los respectivos valores entre sí, ya que la información detallada necesaria procede de los valores de intensidad de la radiación medida mediante TXCT. La invención puede aplicarse, en particular, para el análisis en el hombre. La invención es apropiada para le producción de radiografías para la representación de ocupación de espacio, vasos y perfusiones, por ejemplo para la representación del pasaje esófago-estómago-intestino, para la broncografía, colegrafía, angiografía y cardangiograf.ía, para la angiografía cerebral y para las mediciones de perfusión, para la mamografía, así como la linfografía. La técnica de aplicación de la invención se concentra sobre todo en la tomografía computerizada (MS-CT; µCT, por sus siglas en inglés) y sus modalidades fusionadas (PET-CT (tomografía por emisión de positrones), SPECT (tomografía computerizada por emisión de fotón único) , sonografía y otros métodos de la generación de imágenes ópticas) . En principio es posible usar la invención también para el análisis de materias no vivas, por ejemplo en el campo de la inspección de materiales. Para llevar a cabo un estudio se capta la radiación transmitida mediante el primer detector que se encuentra en el paso de la radiación debilitado por el objeto de estudio del tubo de rayos X. La radiación emitida es medida con la ayuda del segundo detector que está dispuesto afuera de este paso de radiación, preferentemente a un ángulo de aproximadamente 90° con relación a este paso de radiación. Pero este segundo detector puede disponerse en principio también en otras posiciones angulares arbitrarias con relación al rayo X, por ejemplo, a 45° o 135° del rayo saliente de la fuente de radiación de rayos X, pero sin que esté en el rango del rayo que traspasa el objeto de estudio. Si el tubo de rayos X se encuentra en la posición de 12 horas, entonces, los tomógrafos computerizados convencionales están equipados con una serie de detectores en la posición opuesta de 6 horas. El segundo detector puede ubicarse preferentemente en la posición de 3 horas y/o en la posición de 9 horas. Mediante este segundo detector puede tomarse tanto la fluorescencia de rayos X como también la difusión de rayos X (difusión Rayleigh, difusión Compton) . Para la toma selectiva de imágenes con el segundo detector, aprovechando la radiación emitida de rayos X, la radiación emitida de rayos X puede medirse con disolución de su energía. Es particularmente ventajoso, de estar presente un elemento químico de emisión predeterminado en el objeto de estudio, discriminar la radiación de rayos X captada por el segundo detector, que procede de este elemento de contraste, de otra radiación emitida de rayos X, por ejemplo de la radiación de difusión (radiación Compton, Rayleigh) y de la radiación de fluorescencia procedente de otros elementos químicos. De esta manera se permite hacer visibles de manera muy selectiva determinadas regiones (ROÍ) aprovechando, por ejemplo, la acumulación de unos elementos químicos de contraste en determinados órganos de un cuerpo humano, de manera que se genera un 'contraste particularmente fuerte del tejido que se hizo visible en comparación con el tejido adyacente. También la estructura provocada por la estructura ósea en una representación visual se hace menos pronunciada en comparación con la representación del tejido, de manera que la estructura prácticamente no interfiere con la representación de la imagen. Para la detección y caracterización de la radiación emitida se emplea preferentemente un detector de energía dispersa. Pero es posible también usar detectores más sencillos y garantizar la caracterización de la emisión mediante módulos ópticos de rayos X (combinación de filtros, lentes monocromáticas). Este principio puede aplicarse de la misma manera para la medición de los valores de intensidad de la radiación transmitida de rayos X con el primer detector. También en este caso se logra una representación selectiva de las regiones en el objeto de estudio (ROÍ) en que se acumulan los elementos químicos de contraste. Por lo tanto es posible representar mediante la invención también tejidos de partes blandas, por ejemplo, en el hombre, con buenos contrastes. Mediante el ajuste de la energía o del intervalo de energía de la radiación transmitida y emitida de rayos X, capturada por los detectores, al tipo del elemento químico de contraste, es posible lograr un incremento de contraste en comparación con los métodos convencionales. Para la producción de la radiación de rayos X se puede usar un tubo de rayos X normal, disponible en el mercado, con un espectro continuo, por ejemplo, un tubo con un ánodo de Mo, W o Rh. Según el tipo del elemento químico de contraste contenido en el objeto de estudio se aplica una tensión que permite, por ejemplo, una emisión de la radiación continua en el área de hasta más de 100 keV. Es posible en principio operar la fuente de radiación de rayos X sin filtración de la radiación emitida, de manera que la radiación policromática incide en el área completa del espectro. Es sin embargo también posible, para reducir la exposición a radiación del objeto de estudio filtrar aquella radiación de rayos X del espectro de la fuente de radiación policromática de rayos X cuya energía no es necesaria o ventajosa para la detección. Para ello se usa, a guisa de ejemplo, un filtro de Al o Cu, que elimina la energía en el área de < 20 keV (radiación suave) . Por espectro continuo debe entenderse entonces una emisión de rayos X en un área de > 0 keV, preferentemente > 15 keV, en particular preferido > 17 keV, y con muy particular preferencia > 20 keV, hasta, por ejemplo lOOkeV, no prefiriendo ni excluyendo ningún área del espectro dentro de estos límites frente a otras. El límite superior del espectro de emisión es definido mediante a tensión aplicada al ánodo de rayos X. La radiación en el área de energía baja es eliminada preferentemente para eliminar la radiación de dosis relevante para el cuerpo humano. El objeto de estudio, normalmente, es analizado con radiación policromática de rayos X mediante un detector apropiado. Opcionalmente puede usarse también un detector de energía dispersa para detectar la energía de los fotones incidentes . Como detectores y unidades de detectores de energía dispersa se cuenta en principio con dos modalidades : a. Detectores de energía dispersa a manera de los detectores Cd(Zn)Te según se describen en la introducción a la descripción. Con una serie de detectores así es posible medir espectros de rayos X de la radiación emitida de rayos X píxel por píxel. b. Se usan detectores simples de rayos X. Frente al detector se dispone un discriminador que consiste, en el caso más sencillo, de una combinación de filtros apropiada. Para la selección de energía pueden usarse, sin embargo, también unas lentes monocromáticas que se ajustan, por ejemplo, a la fluorescencia de rayos X del medio de contraste administrado. c. Es posible también, sin embargo, sin problema técnico alguno, adaptar el detector directamente al medio de contraste. Se pueden usar, por ejemplo, detectores Gd(Zn)Te o Dy(Zn)Te. En todos los casos se posiciona el detector en lo posible de manera tal que se mide un mínimo de la dispersión Compton.

Con la finalidad de determinar los valores de intensidad, así como de la energía de la radiación de rayos X emitida por el objeto de estudio se subdividen los fotones detectados en al menos dos áreas de energía distintas que contienen, por ejemplo las líneas de emisión Ka o Kp. Para incrementar la especificidad de elemento pude realizarse, opcionalmente, una corrección Compton. Según se muestra en los ejemplos referidos más adelante, esto no es siempre necesario. Ignorando un contraste de rayos X nativo, entonces puede administrarse al objeto de estudio, por ejemplo a un hombre, un medio de contraste de rayos X para la realización del método inventivo. El medio de contraste de rayos X puede administrarse, por ejemplo, enteral o parenteral, en particular mediante inyección i.v., i.m. o subcutánea, o mediante infusión. A continuación se prepara la toma de rayos X. Aquellos medios de contraste son apropiados que poseen coeficientes altos per se en el área del espectro seleccionado. Los medios de contraste, cuyo elemento absorbente tiene el umbral K del espectro de absorción en el área de espectro seleccionado, también son particularmente apropiados. Los medios de contraste de rayos X contienen elementos químicos de contraste con un número atómico de 35 o superior a 35 -estos son, por ejemplo, los medios de contraste conteniendo bromo-, con un número atómico de 47 o superior a 47 -estos son los medios de contraste conteniendo yodo-, con un número atómico de 57 o superior a 57 -estos son los medios de contraste conteniendo lantánidos, en particular medios de contraste conteniendo gadolinio-, o con un número atómico de 83 -éstos son los medios de contraste conteniendo bismuto-. También apropiados son medios de contraste con elementos químicos de contraste teniendo un número atómico de 57 o superior a 57 (lantánidos) - 83 (bismuto) y con particular preferencia con los elementos químicos de contraste teniendo un número atómico de 57 - 70 (lantánidos: La, Ce, Pr, Nd, Pm, Sm, Eu, Gd, Tb, Dy, Ho, Er, Tm, Yb) . Medios de contraste para rayos X apropiados conteniendo yodo son, por ejemplo, compuestos que contienen aromáticos de triyodo, como por ejemplo amidotrizoato, iohexol, iopamidol, ácido iopánico, ácido iopodínico, iopromuro, ácido ioprónico, iopidona, ácido iotalámico, iopentol, ioversol, ioxaglato, iotrolan, iodixanol, ácido iotroxínico, ácido ioxaglínico y ácido ioxitalámico e iosimenol (INN) . Nombres de mercado para medios de contraste para rayos X conteniendo yodo son Urografin (Schering) , Gastografin® (Schering) , Biliscopin (Schering) , Ultravist® (Schering) e Isovist (Schering) . También son apropiados como medios de contraste para rayos X los complejos metálicos, por ejemplo, Gd-DTPA (Magnevist (Schering) ) , Gd-DOTA (Gadoterate, Dotarem) , Gd-HP-D03A (Gadoteridol, Prohance® (BGracco) ) , Ge-EOB-DTPA (Gadoexetato, Primavist) , Gd-BOPTA (Gadobenato, MultiHance), Gd-DTPA-BMA (Gadodiamide, Omniscan® (Amersham Health), Dy-DTPA-BMA, Gd-DTPA-polilisina, Gd-DTPA-polímeros de cascada, y similares, donde DTPA = es ácido dietileno triamino pentacético, DOTA = 1,4,7,10-tetraazaciclododecano, HP-D03A = 10- (hidroxipropil) -1, 4, 7, 10-tetraazaciclododecan-l, 4, 7-ácido triacético, EOB-DTPDA = 3, 6, 9-triaza-3, 6, 9-tris (carboximetil) 4- (4-etoxibenzil) undecano ácido dicarboxílico, BOPTA = (4-carboxi-5, 8, 11-tris (carboximetil) -1-fenil-2-oxa-5, 8, 11-triazatridecan-13-oico, ácido bénico) , DTPA-BMA dietilentriaminpentaacetato-bis (metilamida) , DTPA-polisina = (dietilentriaminpentaacetato-polilisina, DTPA-polímeros de cascada. Los medios de contraste pueden aplicarse en forma enteral o parenteral. Preferentemente se selecciona en el caso de la aplicación parenteral la aplicación intravenosa (i.v.). Dosificaciones preferentes son, en el caso de los medios de contraste no iónicos conteniendo yodo dosis hasta 0.75g l/kg peso físico. Esto corresponde a aproximadamente 6 mmol l/kg de peso físico. La dosis puede aumentarse, además, preferentemente a 1.5 g l/kg de peso físico (correspondiendo aproximadamente a 12 mmol l/kg de peso físico) y en casos excepcionales a hasta 2 (correspondiendo a aproximadamente 16 1) o 5 g l/kg peso físico (correspondiendo a aproximadamente 39 mmol l/kg peso físico) . En el caso de los complejos de lantánidos, la dosis preferida se ubica en 0.1 mmol/kg de peso físico o hasta 1 mmol/kg de peso físico. Las líneas de emisión de gadolinio se ubican en 43.0 y 48.7 keV, es decir, muy por encima de las líneas de emisión del yodo que se ubican en 28.6 y 32.3 keV. Los complejos metálicos pueden contener, en lugar de los átomos de gadolinio, por ejemplo también otros lantánidos como lantano, disprosio o iterbio. Los detectores digitales son ofrecidos desde hace algún tiempo por diferentes productores (por ejemplo: The BBl Newslet ter, Febrero de 1999, página 34; H. G. Chotas, J.T. Dobbins, C.E. Ravin, "Principies of Digital Radiography with Large-Area, Electronically Readable Detectores: A Review of the Basics", Radiol . 210 (1999) 595-599) . Éstos consisten frecuentemente de silicio amorfo y otras materias semiconductores. En la disposición de rayos X inventiva son apropiados, entre otros, los siguientes detectores: detectores con placas de fósforo (por ejemplo de Fuji Chemical Industries, Konica) , con silicio amorfo (por ejemplo de GE Medical, Philips Medical, Siemens Medical) , con selenio (por ejemplo de Philips Medical, Toshiba) , con gadolinio hiposulfito (por ejemplo de Kodak) , con semiconductores de cadmio telururo (CT) o cadmio-zinc-telururo (CZT) , con itrio oxiortosilicato, con lutecio oxiortosilicato, con yoduro sódico o germanato de bismuto. Se logran resultados particularmente buenos con los, así llamados, detectores C(Z)T, es decir, detectores que consisten de semiconductores de cadmio- ( zinc) -telururo (C(Z)T) . La construcción de un detector de energía dispersa que es formado mediante un semiconductor es descrito con detalle en el documento US 5,434,417 A. En este caso se prevén unas tiras de semiconductor segmentadas que son irradiadas por su cara frontal con la radiación de rayos X. La radiación penetra la materia semiconductora hasta iniciar una actividad recíproca con la materia semiconductora. La profundidad de penetración depende de la energía de los fotones de rayos X. Con una mayor energía de los fotones de rayos X, penetra la radiación más profundamente, hasta empezar una actividad recíproca y producir un impulso de corriente a causa de un efecto fotoeléctrico, que con una energía menor de los fotones de rayos X. Los impulsos de energía eléctrica pueden salir por líneas de los segmentos individuales del detector mediante unos contactos eléctricos fijados. Los impulsos eléctricos son procesados mediante un preamplificador .

Por un lado, el detector puede estar configurado en forma de un detector de cama plana. En esta modalidad, todos los píxeles se capturan simultáneamente y son transmitidos para su procesamiento a la unidad de correlación. El detector consiste en este caso de una disposición plana de sensores de detector individuales, preferentemente en una matriz poseyendo líneas y columnas de sensores así. Además puede preverse también una unidad de detectores que sirve para detectar la radiación emitida de rayos X y es configurada opcionalmente para la toma de una imagen de emisión y, para ello, con un módulo de óptica de rayos X para la selección de energía. En lugar de un detector de cama plana pueden usarse también detectores de líneas o una matriz de varios detectores apropiados para capturar un sólo píxel. En el caso de estos últimos detectores se alimenta la radiación de rayos X del objeto de estudio simultáneamente sobre líneas de luz de rayos X. Una multiplicidad de semejantes líneas de luz es combinada ' para formar un detector de área. Además, el detector puede estar configurado para la toma de un píxel individual y desplazarse la toma de todos los píxeles. En esta modalidad, el detector puede capturar durante la medición sólo intensidades que dependen de la energía en un sólo píxel. Las intensidades de los píxeles individuales son captadas una tras otra, por ejemplo por líneas, y transmitidas para su procesamiento posterior a la unidad de correlación. El detector puede poseer además una disposición de sensores de detector configurados para la toma de respectivamente un píxel y desplazarse para la toma de todos los píxeles. Como disposición de sensores de detector son entendidos, según la presente invención, tanto una línea de sensores de detector como también otra disposición, por ejemplo una disposición en forma de matriz, de sensores de detector. En esta modalidad, el detector captura los valores de intensidad en los píxeles individuales por líneas o eventualmente también por bloques. Para la toma de todos los valores de intensidad, el detector es desplazado durante la medición, preferentemente, en sentido vertical con relación al eje principal de la disposición. Los valores de intensidad determinadas durante la medición son transmitidos a la unidad de correlación. Para la representación visual, por ejemplo, de la distribución de elementos químicos de contraste en el objeto de estudio es ventajoso detectar las intensidades de radiación emitidas por los respectivos elementos espaciales con el mismo peso en cada caso. Además es también conveniente para esta finalidad exponer los respectivos elementos espaciales con la misma intensidad de radiación en cada caso de la fuente de radiación de rayos X. En la praxis resulta, sin embargo, que estas premisas se tan sólo de manera aproximada, ya que, por un lado, la radiación de rayos X irradiada es debilitada -según el recorrido de la radiación en el objeto de estudio- de manera diferente por la absorción, y por el otro la radiación emitida por los elementos espaciales en el objeto de estudio es debilitada en diferente grado por la absorción propia, según la distancia hacia el detector aún recorrida en el objeto de estudio. Este problema se presenta en todos los métodos de espectroscopia de emisión. Para resolver el problema, los segundos valores de intensidad son corregidas primeramente tomando en consideración la absorción de la radiación irradiada de rayos X y/o de la absorción propia de la radiación emitida de rayos X en el objeto de estudio y se correlacionan entre sí los primeros y segundos valores de intensidad sólo después de esta corrección, píxel por píxel. Semejante corrección puede realizarse mediante métodos numéricos, considerando la geometría del objeto de estudio y mediante la densidad a rayos X local, al menos de manera aproximada. Para determinar la densidad a rayos X local pueden usarse las imágenes producidas con los primeros valores de intensidad. Para determinar la absorción local y la absorción propia puede basarse, como primera aproximación, la densidad local obtenida de esta medición, porque los coeficientes de absorción para la radiación irradiada de rayos X son muy similares a aquellos de la radiación emitida. Debido a la absorción propia de la radiación emitida puede ser ventajoso además desplazar la posición y la ubicación angular del segundo detector relativo al área de estudio (ROÍ) durante la medición, por ejemplo, en una trayectoria de segmento de círculo, para compensar carencias de homogeneidad estructural en el objeto de estudio que tienen un efecto de absorción diferente según el ángulo y la ubicación de observación. Las representaciones gráficas serían obtenidas formando promedios, en este caso, después de la corrección de la absorción propia. La señal proveniente del preamplificador es transmitida entonces a la -mínimamente- una unidad de correlación que correlaciona la intensidad de la radiación transmitida de rayos X de un píxel del objeto de estudio con la imagen de la radiación emitida de rayos X (dispersión de rayos X y fluorescencia de rayos X) del mismo píxel. La unidad de correlación puede ser un equipo de procesamiento de datos con una programación correspondiente.

Para la correlación de los valores de intensidad de los fotones de ambas modalidades (imagen de transmisión e imagen de emisión) se correlacionan estas por píxeles entre sí, sustrayéndos la una de la otra o dividiéndose entre sí, preferentemente. Para ello puede usarse en el primer caso un comparador y en el otro un elemento de división para la correlación píxel por píxel. Desde luego es posible realizar también otras operaciones matemáticas para la correlación de los valores de intensidad de la radiación transmitida y emitida de rayos X de un píxel. Para el procesamiento de los valores de intensidad medidos de un píxel se prevén, preferentemente, los siguientes dispositivos, que pueden estar realizados en un equipo de procesamiento de datos, a saber: di. Una primera unidad de memoria que permite guardar los primeros valores de intensidad de la radiación transmitida de rayos X, píxel por píxel, d2. Una segunda unidad de memoria que permite guardar la radiación emitida de rayos X, píxel por píxel (por ejemplo, con los elementos I, Gd, Yb) , d3. Una unidad de procesador que procura una correlación apropiada de ambos conjuntos de datos gráficos generados y que genera, respectivamente, calcula a partir de las informaciones del juego de datos de transmisión y de los datos de la emisión de rayos X, preferentemente la fluorescencia de rayos X, un juego de datos gráficos. Gracias a ello es posible correlacionar entre sí los valores de intensidad de todos los píxeles en transmisión y emisión, ajustándose la imagen de emisión mediante las líneas de emisión características para el medio de contraste usado. Si se usa una mezcla de medios de contraste para rayos X (por ejemplo, Ultravist o Gadovist ) o si se usan sustancias que contienen tanto yodo como un lantánido (como Gd o Dy) , entonces pueden consultarse las líneas de emisión características en cada caso, correlacionándose en este caso los conjuntos de datos medidos a continuación, píxel por píxel, y aprovechándose para la representación visual, o correlacionando alternativamente los respectivos valores de intensidad píxel por píxel entre sí y los datos obtenidos son usados a continuación para la representación visual. Los datos obtenidos son transmitidos para ello, píxel por píxel, a una unidad de salida, que contiene, por ejemplo, un monitor (pantalla CRT o LCD) o un graficador. Para la explicación más detallada de la invención se presentan las siguientes figuras 1 a 7 y ejemplos. Para proporcionar una impresión directa de la manera de actuar de la invención se ha prescindido en todos los casos de corregir los espectros de rayos X medidos según la absorción del rayo de excitación y de la absorción propia.

En cada caso se muestra lo siguiente: Fig. 1: una representación de una disposición de ensayo en un tomógrafo computerizado; Fig. 2: una representación esquemática de la disposición para generar imágenes respectivamente de la instalación del ensayo; Fig. 3 una representación esquemática de la disposición de ensayo para la generación de la primera medición de modelo; Figuras 4a, 4b y 4c son espectros de emisión del modelo según la Fig. 3, relleno de agua (Fig. 4a), Ultravist® (Fig. 4b), Gadovist® (Fig. 4c); Figuras 5a, 5b y 5c son espectros de emisión del modelo de la Fig. 3, relleno de agua (Fig. 5a), Ultravist® (Fig. 5b), Gadovist (Fig. 5c), habiéndose dispuesto en cada caso un disco de PMMA con un grosor de 5cm entre el detector y el modelo; Figuras 6a, 6b y 6c indican la intensidad de la emisión en función de la posición/el desplazamiento del modelo de la Fig. 3 en bandas de energía seleccionadas (según las líneas Ka y Kß (yodo: Fig. 6a, gadolinio: Fig. 6b, mezcla de yodo y gadolinio: Fig. 6c); Fig. 7: son imágenes de secciones CT (imágenes de transmisión) del modelo relleno de Gd, una mezcla de yodo y Gd, yodo, aire y agua.

En la Fig. 1 se muestra una representación fotográfica de una disposición de ensayo en un tomógrafo computerizado con una pelota 1 de goma que está fijada en un soporte 2. La pelota de goma está dispuesta en el centro del tomógrafo computerizado. En diferentes ensayos, la pelota de goma fue rellenada de aire, agua, así como diferentes soluciones de medio de contraste. La pelota se ubicaba entre el tubo CT (por encima de la pelota de goma; no representado) y un detector de líneas (por debajo de la mesa visible por debajo de la pelota de goma; no visible). A un ángulo de 90° hacia la línea de conexión entre el tubo CT, la pelota de goma y el detector se colocó una cámara 3 de medición para detectar la fluorescencia de rayos X. Con esta disposición de ensayo se simuló un tejido, tumor, o similar relleno de medio de contraste, como objeto de investigación, que es analizado en el tomógrafo computerizado. Para ello se explora el objeto por capas y se miden en esto los espectros de dispersión. La disposición de ensayo usado en este ensayo es mostrado en detalle en la Fig. 2. El dibujo esquemático que se representa en la Fig. 2 muestra la pelota 1 que se ubicó como modelo en el isocentro del caballete 4. El tubo 5 CT estaba dispuesto en la posición de las 12 horas y fijado allí. La cámara 3 de medición, consistiendo de un detector 6 y un tubo 7 de plomo, estaba orientado hacia el modelo (la pelota) (en dirección z; véase flecha) a un ángulo de 90° con relación al cono del rayo X que salía del tubo CT. Para detectar la radiación de rayos X se usó un detector ZCT 6 teniendo un cristal de cadmio-zinc-teluluro de 3mm x 3mm x 2mm y unos diafragmas perforados de 100/400µm (Amptek Inc., EE . UU.). Los datos capturados por el detector de fluorescencia fueron transmitidos del detector a través de un amplificador 8 a un analizador 9 de canales múltiples y se alimentaron finalmente a una tabla gráfica de Excel® (Microsoft) que se guardó en una PC 10. Las intensidades de señal SI = SI (E) estaban disponibles así en forma digital como función de la energía E. En la Fig. 3 se muestra una representación esquemática de la disposición de ensayo para generar las primeras mediciones de modelo. Una parte de la cámara de medición para la medición de la fluorescencia 3 puede apreciarse a la izquierda en la representación, mientras que la pelota 1 se muestra en el centro de la representación. Los planos de sección individuales que corren en la Fig. 3 vertical, de los cuales la fluorescencia llega a la cámara de medición, fueron producidos por un rayo X en forma de abanico que incide desde arriba. Las líneas interrumpidas marcan la respectiva posición del tubo CT por encima de la sección de la imagen. La escala horizontal indica el desplazamiento del rayo de abanico e indica, por lo tanto, el plano de sección asociado en cada caso (la capa excitada) en la pelota. Una "medición cero" fue realizada en +45mm, y con ello fuera del rayo de excitación. Después de cada toma de un espectro se desplazó toda la disposición de medición por lOmm más en dirección del caballete (en dirección z) y se tomó el nuevo espectro. De esta manera se generaron diferentes espectros por capas en función de la respectiva posición de la pelota en el rayo, respectivamente según la geometría de la pelota. Con esta disposición de medición pudo medirse, por lo tanto, la fluorescencia de rayos X en función de la topografía del modelo, habiéndose irradiado la capa más cercana al detector en z = -60mm, y con z = 0 la capa más alejada del detector (en c = -60, la absorción propia de la emisión, por lo tanto, es mínima y en z = 0 máxima; debido a la geometría esférica se nota un efecto de absorción radioscópica con concentraciones mayores de medio de contraste) . Ejemplo 1: En una primera medición, la pelota se rellenó de agua y se midió a 80kV, 50mA durante 80s en cada caso por posición de la pelota en el rayo según la Fig. 3 (parámetro: detector: XR-100.CZT (diafragma perforado O.lmm), distancia pelota - detector: 18.0cm, distancia pelota - tubo CT: 32. Ocm) . En la Fig. 4a se representan los espectros de dispersión del agua en el modelo para las diferentes posiciones . En una segunda medición se relleno la pelota con una solución de 50mmol/l de yodo en agua (Ultravist ) y medido con 80kV, 50mA durante respectivamente 80s por posición (parámetro: detector: XR-100.CZT, diafragma perforado de O.lmm) . Los espectros de emisión obtenidos en las diferentes posiciones son reflejados en la Fig. 4b. las líneas Ka y Kp de yodo (28.6 y 32.3keV) son claramente reconocibles. De la gráfica se desprende claramente una dependencia de la intensidad medida de la fluorescencia de rayos X de la geometría del modelo. Tanto mayor era la capa del modelo traspasada por rayos, tanto mayor la intensidad medida. En una tercera medición se relleno la pelota con una solución de 50mmol/l de gadolinio en agua (Gadovist ) y medido con 80kV, 50mA durante respectivamente 80s por posición (parámetro: detector: XR-100.CZT, diafragma perforado de O.lmm). Los espectros de emisión obtenidos en las diferentes posiciones son reflejados en la Fig. 4c. las líneas Ka y Kp de gadolinio (43.0 y 48.7keV) son claramente reconocibles. Se observa que la radiación de emisión medida, en particular en la región de las líneas K, depende de la geometría de la pelota en el campo de la radiación. Ejemplo 2: En las mediciones individuales de este ensayo se colocó en cada caso un disco de PMMA de 5cm de grosor como filtro entre el detector y el modelo, para simular la absorción propia de la radiación de fluorescencia por el tejido adyacente. En la Fig. 5a se representan los espectros de dispersión del agua en el modelo para las diferentes posiciones . En una segunda medición se relleno la pelota con una solución de 50mmol/l de yodo en agua (Ultravist ) y medido con 80kV, 50mA durante respectivamente 80s por posición (parámetro: detector: XR-100.CZT, diafragma perforado de O.lmm). Los espectros de emisión obtenidos en las diferentes posiciones son reflejados en la Fig. 5b. La intensidad de la radiación de fluorescencia disminuyó a raíz del disco de PMMA intercalado. Se verificó que la intensidad era tanto menor, tanto mayor el grosor del disco. No obstante, aún en la capa mayor de la pelota (en el centro), las líneas K pudieron aún medirse. En una tercera medición se relleno la pelota con una solución de 50mmol/l de gadolinio en agua (Gadovist ) y medido con 80kV, 50mA durante respectivamente 80s por posición (parámetro: detector: XR-100.CZT, diafragma perforado de O.lmm) . Los espectros de emisión obtenidos en las diferentes posiciones son reflejados en la Fig. 5c. También en este caso disminuyó la radiación de fluorescencia por el disco PMMA intercalado. Debido a que las líneas Ka y Kß de gadolinio se ubican en 43.0 respectivamente 48.7keV, pudo detectarse, al estar presente el disco de PMMA de 5cm de grosor una radiación de fluorescencia claramente más intensa que en el caso de la emisión de yodo anterior. Por lo tanto, también en este caso era posible medir las líneas K aún en la capa más gruesa de la pelota (en el centro) . Ejemplo 3: En otro ensayo se determinaron y registraron los valores de intensidad de la fluorescencia en función del posicionamiento de la pelota con relación al rayo X. En una primera medición, la pelota se rellenó con () una solución de 50mmol/l de "yodo en agua (Ultravist ) y medido con 80kV, 50mA durante respectivamente 80s por posición. En la Fig. 6a a se gráfica la intensidad de la radiación de fluorescencia en función de la posición/el desplazamiento del modelo en bandas de energías seleccionadas según la línea Ka de yodo en 28.6keV y de la línea Kp de yodo en 32.3keV. El perfil de la intensidad de emisión, provocado por la forma de la pelota, puede apreciarse en esta figura En una segunda medición se relleno la pelota con una solución de 50mmol/l de gadolinio en agua (Gadovist ) y medido con 80kV, 50mA durante respectivamente 80s por posición. En la Fig. 6b a se gráfica la intensidad de la radiación de fluorescencia en función de la posición/el desplazamiento del modelo en bandas de energías seleccionadas según la línea Ka de gadolinio en 43.0keV y de la línea Kp de gadolinio en 48.7keV. El perfil de la intensidad de emisión, provocado por la forma de la pelota, puede apreciarse también en esta figura. En una tercera medición se relleno la pelota con una solución de 25mmol/l de yodo (Ultravist®) y 25mmol/l de gadolinio en agua (Gadovist®) y medido con 80kV, 50mA durante respectivamente 80s por posición. En la Fig. 6c a se gráfica la intensidad de la radiación de fluorescencia en función de la posición/el desplazamiento del modelo en bandas de energías seleccionadas según la línea Ka de yodo en 28.6keV y de la línea Kp de yodo en 32.3keV y de la línea Ka de gadolinio en 43.0keV y de la línea Kp de gadolinio en 48.7keV. Como puede apreciarse de la Fig. 6c, el perfil de la pelota es representado sólo de manera insuficiente por la graficación directa de la intensidad de señal como función de la posición. Esto se debe a la absorción por en el lado de la excitación y la absorción propia en el lado de la emisión que falsean la imagen. Concentraciones menores de de medios de contraste y correcciones de la absorción del rayo primario y de la absorción propia de la fluorescencia de rayos X produjeron una representación visual de la pelota en una dimensión. Ejemplo 4: La Fig. 7 muestra las imágenes seccionadas de CT tomadas para los ejemplos precedentes de fluorescencia de rayos X. De la izquierda arriba hacia la derecha abajo se puede apreciar la pelota rellena de gadolinio, no la mezcla de gadolinio y yodo, de yodo, de agua pura y de aire. La pelota rellena de aire muestra claramente la debilitación menor de rayos X, seguida por aquella de la pelota rellena de agua. Al usar una pelota con 50mmol/l del elemento de contraste, el debilitamiento de rayos X es más claro que con agua, una evaluación cuantitativa es posible mediante la determinación de las unidades Hounsfiled (HU) , pero sólo la consultación de las imágenes de fluorescencia de rayos X permite una indicación acerca del relleno específico de elemento de la pelota.

Claims

REIVINDICACIONES

1. Disposición de rayos X para la representación visual de un objeto de análisis conteniendo al menos un elemento químico de contraste mediante una radiación de rayos X transmitida por el objeto de análisis y emitida por éste, comprendiendo a. al menos una fuente de radiación de rayos X emitiendo radiación de rayos X esencialmente policromática, b. un primer detector o una primera unidad de detectores que permite detectar los valores de una primera intensidad de la radiación de rayos X transmitida por el objeto de análisis, c. un segundo detector o una segunda unidad de detectores que permite detectar los valores de una segunda intensidad de la radiación de rayos X emitida por el objeto de análisis, d. al menos una unidad de correlación que permite correlacionar entre sí, píxel por píxel, los primeros valores de intensidad de la radiación de rayos X transmitida con los segundos valores de intensidad de la radiación de rayos X emitida, así como e. al menos una unidad de salida para la representación del objeto de análisis de las señales de píxeles que pueden obtenerse mediante la correlación de los primeros valores de intensidad con los segundos valores de intensidad.

2. Disposición de rayos X según una de las reivindicaciones precedentes, caracterizada porque la unidad de correlación posee los siguientes dispositivos: di. Una primera unidad de memoria que permite guardar los primeros valores de intensidad de la radiación transmitida de rayos X, píxel por píxel, d2. una segunda unidad de memoria que permite guardar los segundos valores de la radiación emitida de rayos X, píxel por píxel, d3. una unidad de procesador que permite correlacionar entre sí, píxel por píxel, los primeros valores de intensidad de la radiación de rayos X transmitida con los segundos valores de intensidad de la radiación de rayos X emitida.

3. Disposición de rayos X según una de las reivindicaciones precedentes, caracterizada porque los segundos valores de intensidad pueden detectarse resueltos en función de la energía de la radiación de rayos X emitida.

4. Disposición de rayos X según una de las reivindicaciones precedentes, caracterizada porque se puede discriminar la radiación de rayos X emitida por el elemento químico de contraste contenido en el objeto de análisis mediante el segundo detector 6 con la segunda unidad de detectores de otra radiación de rayos X emitida mediante la energía de ésta.

5. Disposición de rayos X según una de las reivindicaciones precedentes, caracterizada porque los primeros valores de intensidad y los segundos valores de intensidad pueden correlacionarse entre sí píxel por píxel después de una corrección previa bajo consideración de la absorción de la radiación de rayos X irradiada y/o de la absorción propia de la radiación de rayos X emitida en el objeto de investigación.

6. Disposición de rayos X según una de las reivindicaciones precedentes, caracterizada porque el primer y/o el segundo detector es un detector de cama plana .

7. Disposición de rayos X según una de las reivindicaciones 1 - 5, caracterizada porque el primer y/o el segundo detector está conformado para la toma de píxeles individuales y es desplazable para la toma de todos los píxeles .

8. Disposición de rayos X según una de las reivindicaciones 1 - 5, caracterizada porque se prevé una unidad de detectores equipada con un módulo de óptica de rayos X para la selección de energía para la detección de la radiación de rayos X emitida.

9. Disposición de rayos X según una de 'las reivindicaciones 1 - 5, caracterizada porque el primer y/o el segundo detector es una disposición de sensores de detector conformados para la toma de un píxel en cada caso y que puede desplazarse para la toma de todos los píxeles.

10. Disposición de rayos X según una de las reivindicaciones precedentes en la evaluación radiológica en combinación con otros métodos radiológicos de graficación como tomografía por emisión de positrones (PET, por sus siglas en inglés) , tomografía computarizada por emisión de un fotón único (SPECT, por sus siglas en inglés) y sonografía, así como métodos de la generación de imágenes ópticas .

11. Uso de la disposición de rayos X según una de las reivindicaciones 1 - 10 para la representación visual de un objeto de análisis conteniendo al menos un elemento químico de contraste para rayos X mediante radiación de rayos X transmitida o emitida por éste.

12. Uso de la disposición de rayos X según la reivindicación 11, caracterizado porque se realizan las siguientes etapas de método: a. Transmitir radiación por el objeto de análisis con radiación de rayos X esencialmente policromática, b. determinar los valores de una primera intensidad de la radiación de rayos X transmitida por el objeto de análisis, c. determinar los valores de una segunda intensidad de la radiación de rayos X emitida por el objeto de análisis, d. correlacionar entre sí, píxel por píxel, los primeros valores de intensidad de la radiación de rayos X transmitida con los segundos valores de intensidad de la radiación de rayos X emitida, así como e. representar el objeto de análisis mediante señales de píxel obtenidas mediante correlación de los primeros valores de intensidad con los segundos valores de intensidad.

13. Uso de la disposición de rayos X según una de las reivindicaciones 11 y 12, caracterizado porque los segundos valores de intensidad son medidos, resueltos en función de la energía de la radiación de rayos X emitida.

14. Uso de la disposición de rayos X según una de las reivindicaciones 11 - 13, caracterizado porque la radiación de rayos X emitida por el elemento químico de contraste contenido en el objeto de investigación es discriminada de otra radiación de rayos X emitida a través de su energía.

15. Uso de la disposición de rayos X según una de las reivindicaciones 11 - 14, caracterizado porque los primeros valores de intensidad y los segundos valores de intensidad pueden correlacionarse entre sí píxel por píxel después de una corrección previa bajo consideración de la absorción de la radiación de rayos X irradiada y/o de la absorción propia de la radiación de rayos X emitida en el objeto de investigación.

16. Uso de la disposición de rayos X según una de las reivindicaciones 11 - 15, caracterizado porque se prevé un primer y un segundo detector o una primera y una segunda unidad de detectores.

17. Uso de la disposición de rayos X según la reivindicación 16, caracterizado porque el primer y/o el segundo detector son un detector de cama plana.

18. Uso de la disposición de rayos X según la reivindicación 16, caracterizado porque el primer y/o el segundo detector está conformado paré la toma de un píxel individual y es desplazado para la toma de todos los píxeles .

19. Uso de la disposición de rayos X según la reivindicación 16, caracterizado porque el primer y/o el segundo detector es una disposición de sensores de detector conformados para la toma de respectivamente un píxel y es desplazado para la toma de todos los píxeles.

20. Uso de la disposición de rayos X según la reivindicación 16, caracterizado porque para la determinación de la radiación de rayos X emitida se prevé una unidad de detectores conformada con un módulo de óptica de rayos X para la selección de energía.

21. Uso de la disposición de rayos X según una de las reivindicaciones 11 - 20, caracterizado porque el elemento químico de contraste es seleccionado de un grupo comprendiendo bromo, yodo, los lantánidos y bismuto.

22. Uso de la disposición de rayos X según una de las reivindicaciones 11 - 21, caracterizado porque el elemento químico de contraste es administrado por la vía enteral o parenteral.

23. Uso de la disposición de rayos X según una de las reivindicaciones 11 - 22 para la representación específica de elemento gráfica o cuantitativa de una región de análisis en el objeto de análisis conteniendo al menos un elemento químico de contraste.

24. Uso de la disposición de rayos X según una de las reivindicaciones 11 - 23 para el diagnóstico radiológico en combinación con otros métodos radiológicos de la generación de imagen como la tomografía por emisión de positrones (PET, por sus siglas en inglés), tomografía computarizada por emisión de fotones simples (SPECT, por sus siglas en inglés) y sonografía, así como métodos para la generación de imagen óptica.

25. Método de contraste de rayos X que genera imágenes en un objeto de análisis mediante radiación de rayos X transmitida por el objeto de análisis y emitida por éste, comprendiendo las siguientes etapas de método: a. Transmitir radiación por el objeto de análisis con radiación de rayos X esencialmente policromática, b. determinar los valores de una primera intensidad de 'la radiación de rayos X transmitida por el objeto de análisis, c. determinar los valores de una segunda intensidad de la radiación de rayos X emitida por el objeto de análisis, d. correlacionar entre sí, píxel por píxel, los primeros valores de intensidad de la radiación de rayos X transmitida con los segundos valores de intensidad de la radiación de rayos X emitida, así como e. representar el objeto de análisis mediante señales de píxel obtenidas mediante correlación de los primeros valores de intensidad con los segundos valores de intensidad.

26. Método de contraste de rayos X según la reivindicación 25, caracterizado porque se le administra al objeto de análisis antes de la realización de las etapas del método a) a e) primeramente al menos un elemento químico de contraste para rayos X.

27. Método de contraste de rayos X según una de las reivindicaciones 25 y 26, caracterizado porque los segundos valores de intensidad son medidos resueltos en función de la energía de la radiación de rayos X emitida.

28. Método de contraste de rayos X según una de las reivindicaciones 25 - 27, caracterizado porque la radiación de rayos X emitida por el elemento químico de contraste contenido en el objeto de investigación es discriminada de otra radiación de rayos X emitida a través de su energía.

29. Método de contraste de rayos X según una de las reivindicaciones 25 - 28, caracterizado porque los primeros valores de intensidad y los segundos valores de intensidad son correlacionados entre sí píxel por píxel después de una corrección previa bajo consideración de la absorción de la radiación de rayos X irradiada y/o de la absorción propia de la radiación de rayos X emitida en el objeto de análisis.

30. Método de contraste de rayos X según una de las reivindicaciones 25 - 29, caracterizado porque se prevé un primer y un segundo detector o una primera y una segunda unidad de detectores.

31. Método de contraste de rayos X según la reivindicación 30, caracterizado porque el primer y/o el segundo detector son un detector de cama plana.

32. Método de contraste de rayos X según la reivindicación 30, caracterizado porque el primer y/o el segundo detector está conformado para la toma de un píxel individual y es desplazado para la toma de todos los píxeles.

33. Método de contraste de rayos X según la reivindicación 30, caracterizado porque el primer y/o el segundo detector es una disposición de sensores de detector conformados para la toma de respectivamente un píxel y es desplazado para la toma de todos los píxeles.

34. Método de contraste de rayos X según la reivindicación 30, caracterizado porque para la determinación de la radiación de rayos X emitida se prevé una unidad de detectores conformada con un módulo de óptica de rayos X para la selección de energía.

35. Método de contraste de rayos X según una de las reivindicaciones 25 - 34, caracterizado porque el elemento químico de contraste es seleccionado de un grupo comprendiendo bromo, yodo, los lantánidos y bismuto.

36. Método de contraste de rayos X según una de las reivindicaciones 25 - 35, caracterizado porque el elemento químico de contraste es administrado por la vía enteral o parenteral.

37. Método de contraste de rayos X según una de las reivindicaciones 25 - 36 para el diagnóstico radiológico en combinación con otros métodos radiológicos de la generación de imagen como la tomografía por emisión de positrones (PET, por sus siglas en inglés) , tomografía computarizada por emisión de fotones simples (SPECT, por sus siglas en inglés) y sonografía, así como métodos para la generación de imagen óptica. RESUMEN La invención se relaciona con una disposición de rayos X para la representación de grandes contrastes de lesiones pequeñas u otras áreas objeto en el tejido del cuerpo humano, conteniendo al menos un elemento químico de contraste, que comprende al menos una fuente de rayos X que emite una radiación esencialmente policromática, un primer detector o una multiplicidad de primeros detectores, que pueden usarse para determinar los valores de una primera intensidad de radiación de rayos X transmitida a través del objeto de análisis, un segundo detector o una multiplicidad de segundos detectores que pueden usarse para determinar los valores de una segunda intensidad de radiación de rayos X, emitida por el objeto de análisis, al menos una unidad de correlación que puede usarse para correlacionar, píxel por píxel, los valores de la primera intensidad de radiación de rayos X transmitida con los valores de la segunda intensidad de radiación de rayos X emitida, y al menos una unidad de salida para la representación del objeto de análisis a partir de las señales de píxel, obtenible mediante la correlación de los valores de primer intensidad con los valores de segunda intensidad. Las imágenes de transmisión y emisión son grabadas, preferentemente, en forma simultánea. El método puede ser combinado también con otras imágenes radiológicas, v.g., tomografía por emisión de positrones (PET, por sus siglas en inglés) , o tomografía computarizada por emisión de fotones simples (SPECT) .