WO2012097801A1 - Verfahren zur erzeugung einer kontrastmittelunterstützten röntgendarstellung und ein röntgensystem - Google Patents

Verfahren zur erzeugung einer kontrastmittelunterstützten röntgendarstellung und ein röntgensystem Download PDF

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WO2012097801A1
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contrast
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contrast agent
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Michael Grasruck
Gregor Jost
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Siemens Aktiengesellschaft
Bayer Pharma Aktiengesellschaft
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    • G21K1/10—Scattering devices; Absorbing devices; Ionising radiation filters

Definitions

  • the invention relates to an X-ray system for generating at least one X-ray image of a patient with ankorpo- contrast medium
  • CM iodine-containing contrast agents
  • the bulk of the contrast agent used for diagnostic radiology today is based on iodine as the X-ray "debilitating main component.
  • the member selection for contrast agents is the general rule that the item should have a very high atomic number, as the As the atomic number increases, the k-edge of the element used also shifts into the X-ray diagnostic energy window, and at energies above the k-edge, the absorption increases dramatically, so that the interpretation of X-ray equipment is no longer simply that as soft as possible X-ray radiation, the best contrast between water and the contrast medium results.
  • This object is solved by the features of the independent claims.
  • Advantageous further developments of the invention are the subject matter of dependent claims.
  • the inventors have recognized the following:
  • CNR contrast-to-noise ratio
  • the aim of the contrast-enhanced X-ray diagnostics is a high as possible at a CNR mög ⁇ lichst low radiation dose.
  • the registered radiation dose determines the image noise.
  • the following relationship applies between the radiation dose D v and the image noise Ri or R2: R ° c.
  • the X-radiation used in radiological diagnostics is polychromatic, ie the wavelengths and thus the energies of the photons produced by an X-ray tube are not identical.
  • the energy spectrum or photon spectrum of the X-radiation emitted by an anode is predetermined by the anode material and the tube voltage used (FIG. 1).
  • CT today almost exclusively tungsten anodes are used.
  • the emitted photon spectrum changes constantly, since the absorption of X-radiation is energy-dependent and an overlay with scattered photons occurs.
  • the photo ⁇ nenspektrum the penetration and tissue composition changes, for example, depending on the irradiated volume.
  • the radiopacity of a CM and thus the image signal is determined by the attenuation coefficient of the contrasting element, its local concentration, in combination with the photon spectrum at the location of the physical interaction.
  • the actual thickness of a patient should be taken into account accordingly.
  • the contrast-enhanced CT where photon energies between 35 and 70 keV the highest CNR-to-dose ratio supply (calendar of et.al Application- and patient size dependent Optimiza ⁇ tion of x-ray spectra for CT, Med.Phys. 36 (3) 2009).
  • This contrast between native and contrast-enhanced CT scans is due to the spectral absorption characteristic of iodine (k-edge at 33 keV).
  • the high absorption of iodine in the range from 33 keV to about 70 keV outweighs the unfavorable dose effect of low-energy photons.
  • the optimal energy range of the contrast agent-assisted CT shifts to higher energies in the range between 60 and 140 keV almost identical to the optimal energy range for soft tissue contrasts.
  • the core idea of the invention thus lies in the fact that a tuning and limitation of the energy spectrum used is carried out in such a way that the energy spectrum, taking into account the thickness of the patient to be irradiated and the contrast agent, is matched by matching the filter material, filter thickness, acceleration voltage-that is, the maximum energy of the brake spectrum anode material as possible lies exclusively in the optimum range for the contrasting.
  • this energy spectrum is tuned and limited in such a way that the highest possible effectiveness with regard to CNR and dose is achieved.
  • an X-ray system for diagnostic, tomographic display of an object for. B.
  • This system contains at least one special additional filter in front of at least one x-ray tube, which spectrally modifies the emitted x-ray radiation in such a way that an increase of the image contrast (quantifiable by the contrast-to-noise ratio) occurs for tissue accumulating contrast media.
  • the ⁇ He heightening the contrast besides the increase in picture quality, for be used to reduce the radiation or contrast medium dose.
  • the auxiliary filter can consist of one or more metals, or an alloy composed, in particular of a thin sheet or umschlos ⁇ Senen mercury.
  • the X-ray system which has several additional filters with different materials and thicknesses, can by means of control unit, depending on the application and
  • the filters are in combination with high-order contrast agent of the invention.
  • filters lead to a weakening of the intensity of the radiation and to a reduction in the relative proportion of low-energy photons.
  • the spectral filter characteristic is determined by the filter material (FIG 2), the filter thickness (FIG 3) and the off ⁇ optionally the tube voltage (FIG 4).
  • the optimization of the filter in terms of material, thickness and tube voltage is based on a maximum CNR with minimal radiation dose. In this case, the absorption characteristic of the contrast agent element is taken into account.
  • the use of additional filters and the vote on the contrasting element in the contrast agent in the form is possible that the material of the additional filter has a lower atomic number than the contrasting element of the contrast agent.
  • the energy of the k-edge is between 38.9 keV (La) and 63.3 keV (FIG. Lu) for the lanthanides and at 65.3 keV (Hf), 67.4 keV (Ta), 69.5 keV (W), and 71.7 keV (Re), respectively.
  • the k-edge Energy increases with the atomic number, the filter materials should therefore have a higher atomic number than the contrasting element. Particularly effective is a 5-40 keV higher k-edge energy of the filter material.
  • filters made of lead k-edge at 88.0 keV
  • bismuth k-edge at 90.5 keV
  • Elements with an atomic number greater than 83 (Bi) are also suitable as filters, but due to their radioactivity they can only be used with restrictions.
  • the increase in absorption is based on the described tuning of the photon spectrum to the spectral absorption properties of the contrasting element.
  • the reduction of image noise is based on a reduction in the proportion of low-energy photons in the filtered photon spectrum. Both processes contribute to an increase in CNR. The proportion of the individual processes depends on the spectral filter characteristic and thus on the material and the thickness of the filter and the tube voltage used.
  • the CT system may be in its basic structure to a conventional CT system with at least one tube / detector system. However, it may also be a C-arm or angiography device.
  • the Rönt ⁇ genrschreibe may comprise a portion of the tube voltage of 60-160 kV.
  • the detector can be energy-integrating or photon counting.
  • an additional filter is brought into the beam path within the scope of the invention (FIG. 8). This additional filter is attached to the outlet of the X-ray tube, eg in the tube protection housing or inside the diaphragm box.
  • the additional filter is attached at an angle of 60 ° -120 ° to the exit of the radiation, preferably at right angles.
  • the additional filter can consist of one or more materials (metals, alloys).
  • the filter consists of a thin sheet with thicknesses in the sub-mm or mm range or enclosed mercury and covers at least the diagnostically used cross-section of the beam path.
  • the additional filter differs considerably from the hardening filters previously used in CT scanners in its spectral filter properties. Also an automatic change of different filters on a technical on ⁇ direction is conceivable. Thus, the filter could be adapted to different requirements, eg normal-weight patients or obese patients.
  • An advantage may also be a combination of a filter with a tube voltage.
  • the filters can differ both in material and in thickness.
  • the selection of a filter takes place either manually by the operator or automatically according to the planned examination.
  • the volume to be irradiated, the tissue composition and the contrast agent element are the key parameters.
  • An automatic filter selection can be permanently linked to an examination protocol (eg angiography head) in which the parameter ranges (irradiated volume, tissue composition, CM) are predefined for the filter selection.
  • the determination of the suitable filter can also be computer-aided on the basis of a survey (topogram) in the projection mode or based on optical measuring systems. Based on this image, the examination volume and tissue composition can be estimated and the corresponding filter automatically pushed into the beam path.
  • topogram topogram
  • the shape filter for spatial modeling is usually made of plastics and has a special geometric shape.
  • the goal of the filter is the spatially resolved modification of the intensity of the photon Spectrum. Due to the lower average atomic number, the spectral modification is comparatively small.
  • the additional filter can be constructed in such a way that the photon energies which are less effective for contrast-enhanced image contrasting are absorbed in the filter and thus the proportion of the photon energies which are more effective for the image contrast is increased.
  • the additional filter may consist of one or more metals or an alloy.
  • the auxiliary filter may be made of a thin sheet or enclosed liquid material which may be mounted on a support to ensure mechanical stability.
  • the additional filter can be fixed at an angle, preferably at right angles, to the exit of the X-ray ⁇ radiation and in spatial proximity to the X-ray tube, whereby the effective filter thickness can be adjusted by an angular adjustment.
  • the additional filter diagnostic beam path should cover completely so that it is at least as large as the cross section of the Diagno ⁇ stician beam path at the location of the filter.
  • the X-ray system can have a plurality of additional filters, each with different materials and thicknesses, which can be electromechanically brought into the beam path by a control unit in accordance with the application, in particular medical indications, such as CT angio, dynamic contrast-enhanced CT. You can also use several filters at the same time.
  • the selection of the additional filter can be done manually by the operator of the X-ray system, the controller is computer-aided via the control panel.
  • the selection of the additional filter can be semi-automatic according to the operator selected examination protocol, contrast agent or tube voltage. Alternatively, you can the selection of the filter computer-aided by the indication of patient data such as weight, body region or diagnostic question done. From this information, the selection of the filter is software-supported by the system.
  • the selection of the filter can be fully automatic by a
  • the parameters that are relevant for the filter selection can be made by an anatomical projection recording along the examination area, based on the measured attenuation along the body axis or by optical measuring systems. From these parameters, the selection of the filter is software-supported by the system.
  • contrast media and the material and thickness of the supplementary filter such that in the target area of the contrast enhancement high compliance '-between the energy distribution of -Röntgen- ⁇ radiation and the spectral absorption characteristics of the contrasting element is achieved.
  • the contrast agent may contain one or more elements of high atomic number (Z> 56), the lanthanides (lanthanum to lutetium) but in particular the elements rhenium, hafnium, tantalum or tungsten.
  • the energy of the corresponding k-edge of these materials is between 38.9 and 90.5 keV.
  • the filter characteristic of the additional filter can be adapted to the spectral absorption behavior of the contrast agent in the investigation to be carried out by the filter material, the filter thickness and the tube voltage we modified.
  • the material of the additional filter may have a higher atomic number than the contrasting element of the contrast agent to thereby selectively enhance the relative proportion of photons in the image generation particularly effective energy range between the k edges of the contrasting element and the filter.
  • the k-edge of the filter is 5-40 keV above that of the contrasting element. This includes above all the elements iridium, platinum, gold, mercury, thallium, but especially lead and bismuth.
  • the k-edge energy of the filter material in this case is at least 38.9 keV, k-edge energies are particularly effective greater 76 keV.
  • the material of the additional filter may have a lower atomic number than the contrasting element of the contrast agent to thereby increase the proportion of higher energy photons in the tube spectrum.
  • the ordinal number of the filter material is in this case greater than 22, the corresponding k-edge energies is at least 5 keV.
  • the additional filter can also be a combination of several
  • the X-ray system according to the invention and the combination of high atomic number contrast agents with special additional filters increases the contrast-to-noise ratio in the
  • diagnostic X-ray imaging This advantage can be used to increase the image quality, to reduce the radiation dose deposited in the patient or to reduce the contrast agent dose. A combination of these effects is possible.
  • X-ray systems such. B, CT devices, but have even more general conditions that should be considered.
  • the user has the possibility to vary the tube voltage.
  • some of the examination objects differ significantly in diameter, extremes are for example pediatric or obese patients. Both factors significantly affect the effective spectrum that makes up the signal in the detector.
  • the appendix shows examples of CNR 2 / D Y curves simulated as a function of contrast agent, tube tension, filter thickness and patient thickness.
  • the user generally determines the choice of contrast agent, tube voltage, and patient thickness.
  • the inventors' therefore propose that the system sets itself the filter thickness depending on the other parameters of an algorithm
  • various values are possible.
  • the system simulates the given parameters and determines the optimal filter thickness.
  • the system contains tables that store the optimum filter thickness as a function of the input variables. From this, the system determines the optimum filter thickness.
  • the invention thus includes a system in which different filters with different filter thicknesses of the same material are available in the cover box mobile available. Alternatively, several filters made of different materials can be combined in one system.
  • Tumor perfusion or myocardial perfusion to increase the image quality and thus the accuracy of derived functional parameters; - an application in contrast-enhanced CT tumor diagnostics to reduce the radiation dose deposited in the patient;
  • the contrast agent is matched to one another by an additional filter in such a way that an optimization criterion which is taken from an experimentally generated or simulated X-ray position is maximized.
  • first filter is understood to mean a beam hardening filter which is fixedly arranged in or on the x-ray tube and serves the legal requirements with regard to the absorption of low-energy x-ray radiation which is not suitable for imaging a patient. since they are already in small
  • Layer thickness is absorbed- to meet.
  • a filter may also be combined with the vacuum window of the x-ray tube.
  • additional filter designates at least one additional filter element which can be introduced or removed as required into the beam path in order to optimize the X-ray spectrum of the radiation in front of the patient in accordance with the criteria described here.
  • a ratio (CNR 2 / D y ) of the square of the contrast-to-noise ratio (CNR 2 ) of the X-ray image of the patient and the dose absorbed by the patient for this X-ray (D Y ) are maximized.
  • a ratio (CNR / D K ) from the contrast-to-noise ratio (CNR) of the X-ray representation of the patient to the incorporated contrast agent dose (D K ) can be maximized as the optimization criterion.
  • variable recording parameters wherein at least one of the parameters of the following list applies as the invariable recording parameter: patient diameter, contrast agent dosage, material or element of the contrast agent, prescribed patient dose to be administered, CNR. At least one of the parameters of the following list can be used as a variablerbear recording parameter, provided that it was not selected as the invariable recording parameter: maximum photon energy, anode material, material of the additional filter, thickness of the additional filter, material or element of the contrast agent, contrast agent dosage, patient dose to be applied, CNR.
  • the user of the method of the invention an optimized adjustment of the exposure parameters of the X-ray system will allow taking into account specified differently bener circumstances easily.
  • the inventors propose that the maximization of the optimization criterion should be carried out by carrying out the following method steps:
  • test results for example from simulations, phantom tests or based on empirical values, recordings with several different energy spectra taking into account the mean thickness of the patient and determination of associated CNR values between contrast-free tissue and contrast-enhanced body fluid or tissue or between maximum and minimum image values of the entire image of the patient,
  • the maximum energy of the energy spectrum can be used to vary the energy spectrum for the experiments to be carried out and the test results resulting therefrom - this is determined by the acceleration voltage applied between the anode and cathode of the x-ray tube and by the maximum energy of the electrons which generate the bremsstrahlung when entering the anode material. certainly - be varied.
  • the energy spectrum can also be varied by varying the anode material, since the atomic number of the anode material and the electron level electron shells present in the anode material and the resulting absorption edges, notably k edges, determine the X-ray spectrum emitted at the anode.
  • the layer thickness of at least one additional filter arranged in the beam path in front of the patient can be varied.
  • contrast-producing materials in the contrast agent for the test results.
  • a projective X-ray image, a sinogram from a CT scan or a two-dimensional or three-dimensional tomographic image display can be used as X-ray image of the patient.
  • the average thickness of the patient in the recording area by creating at least one topogram, at least in the receiving area from at least one direction Pro, be determined.
  • the average thickness of the patient in the recording area by means of an optical scanning, for example a laser scan or at least one optical recording, at least in the recording area.
  • an optical scanning for example a laser scan or at least one optical recording, at least in the recording area.
  • the inventors also propose a method for taking x-rays in combination with an x-ray system with contrast agents, wherein the contrast agent contains the elements rhenium, hafnium, tantalum or tungsten, increasing the contrast-to-noise ratio between contrast agent-enriching tissues and surrounding tissues, and at least one additional filter having at least one element of atomic number 77 (iridium),
  • the inventors also propose a method for taking X-ray images in combination of an X-ray system with contrast agents, wherein the contrast agent contains at least one of the elements rhenium, hafnium, tantalum or tungsten, and at least one additional filter is provided, in which at least one of the elements of the atomic numbers 77 (iridium), 78 (platinum), 79 (gold), 80 (mercury), 82 (lead) or 83 (bismuth) is used, and the at least one additional filter in the beam path between the x-ray tube and the patient is brought to the emitting the X-rays prospectus ⁇ ral to modify, and computerized tomographic images are reconstructed and increasing the image cons ⁇ tes is used in addition to the increase in image quality to reduce the radiation or contrast medium dose.
  • the contrast agent contains at least one of the elements rhenium, hafnium, tantalum or tungsten, and at least one additional filter is provided, in which at least one of the elements of the
  • the two last-mentioned methods can be used in particular in conjunction with CT angiography, dynamic contrast-enhanced CT or contrast-enhanced CT tumor diagnostics.
  • an X-ray system for generating at least one X-ray representation of a patient with incorporated contrast agent comprising:
  • At least one anode for generating X-radiation with an energy spectrum from bremsstrahlung and characterizedis ⁇ diagrammatic radiation
  • at least one X-ray detector for pixel-by-pixel measurement of the X-ray radiation penetrated through the patient
  • X-ray detector for generating a dose and X-ray imaging has a CNR value representing the ratio of maximum contrast between contrast agent-enriched and surrounding tissues in the image to noise;
  • At least one arithmetic processor having at least one memory in which computer programs with arithmetic and control instructions are stored for execution, which in operation control the x-ray system and generate x-ray images from received detector data,
  • At least one computer program is stored, which carries out the method steps of one of the preceding methods in operation.
  • the X-ray system can be, for example, a C-arm system, a computed tomography system, or even a system for generating only projective X-ray images.
  • dynamic contrast-enhanced CT imaging such as multiphase liver diagnostics, brain perfusion, tumor perfusion or myocardial perfusion to reduce the dose of radiation deposited in the patient
  • dynamic contrast-enhanced CT imaging such as multiphase liver diagnostics, brain perfusion, tumor perfusion or myocardial perfusion, to increase the image quality and thus the accuracy of derived functional parameters
  • contrast-enhanced CT tumor diagnostics to reduce the radiation dose deposited in the patient
  • FIG. 1 shows a photon spectra of a CT tube as a function of the
  • Tube voltage Change of the spectral filter characteristic by the filter material. Simulations based on 120 kV output spectrum and 0.5 mm bismuth or 0.5 mm lead filtering and 15 cm tissue absorption. Change of the spectral filter characteristic by the thickness of the filter material. Simulations based on 120 kV output spectrum and 0.2 mm and 0.8 mm lead filtering and 15 cm tissue absorption, changing spectral filter characteristics by the tube voltage. Simulations based on output spectra at 140, 120, 100 and 80 kV and 0.5 mm lead filtering and 15 cm tissue absorption. Mass attenuation coefficients for the elements hafnium, tantalum, tungsten and rhenium. Photon spectrum with and without lead filter. Simulations based on 140 kV output spectrum and 1 mm
  • Contrast agent-enhanced CT examination in the rat with a tungsten-containing substance without additional filter (FIGS. 9A, 9B) and with additional 0.25 mm lead filtering (FIGS. 9C, 9D); Time signal curve measured in the Aorta (FIGS. 9A, 9C) CT image in the peak of the contrast bolus ⁇ FIG. 9B, 9D).
  • FIG. 10 shows diagrams of the course of the optimization variable.
  • FIG. 15 Schematic representation of a C-arm system with an X-ray source and a detector.
  • FIG. Figures 1 to 7 show exemplary typical X-ray spectra and the influence of different filters by additional filters with different materials on these X-ray spectra with the possibility of targeted amplification of the essential imaging radiation components to limited energy ranges in which optimally selected contrast agent elements show maximum absorption.
  • FIG. 1 A typical structure of an X-ray system according to the invention is shown in FIG.
  • This X-ray system has an X-ray tube with a focus 2 on an anode, from which X-radiation is emitted in a beam path 7.
  • This X-ray radiation first passes through a shape filter 3, is then spectrally modified by a variable additional filter 1 and limited by aperture 4 directed to a detector 5.
  • the beam 7 is in the implementation of the method, not shown here patient with incorporated contrast agent, so that with the aid of the detector 5, the absorption properties of the patient can be measured.
  • the additional filter it is possible, for example, to use filter layers of different thicknesses or different filter materials.
  • the control of the X-ray system including the optimization processes according to the invention and also the input or determining unchangeable examination parameters as well as the issue of proposals for optimized egg 'n einsparameter or the automatic selection and adjustment can follow replaced by the control and processing system. 6
  • FIGS. 9A to 9D show a contrast agent-enhanced CT examination according to Example 2, described below, on the rat with a tungsten-containing contrast agent
  • FIGS. 9A and 9B representing a CT signal trace and a CT scan without additional filters
  • FIGS. 9C and Figure 9D shows a CT signal trace or a CT scan with additional 0.25 mm lead filtering.
  • FIGS. 9A and 9C respectively show the time course of the CT signal in CT values normalized according to Hounsfield (HU) in the aorta
  • FIGS. 9B and 9D each show a CT image in the peak of the contrast agent bolus.
  • FIGS. 10 to 13 show, for a better understanding of the invention, the ratios of noise to radiation dose (CNR 2 / D Y ) to be optimized for a given dose of a tungsten-based contrast agent (FIGS. 10 and 11) or iodine-based (FIGS and 13) with varying thicknesses of an additional lead filter at different acceleration voltages U across different patient thicknesses, here measurements on the water-filled phantom.
  • a contrast medium concentration D K of 50 mmol of contrast agent per liter of water in the phantom was used at an acceleration voltage U between 80 kv and 150 kv. It can easily be seen that the optimum of the CNR 2 / D y value does not follow a simple relationship and depends on the acceleration voltage used, the contrast agent, the filtering and the patient thickness and also their combination with one another.
  • FIG. 14 shows an X-ray system in the form of a CT system C1 for the application of the method according to the invention, in particular by execution of computer programs Prgi-Prg n on a control and computing system CIO in the operation of the CT system Cl.
  • the CT system C1 consists of a gantry housing C6 with two emitter-detector systems integrated therein on the gantry, each comprising one X-ray tube C2 or C4, each with one detector C3 or C5 arranged opposite one another.
  • a patient P is moved by means of a patient table C8 intermittently or continuously along the system axis C9 through the beam paths of the two radiator-detector systems and scanned.
  • the patient thickness can be determined first in the scanning and selected on the basis of this thickness and on the basis of prior ⁇ reciprocating tests on phantoms or previously performed simulations or on the basis of existing real sampling results an optimum combination of an incorporated contrast medium and used radiation spectrum become.
  • the radiation spectrum is modified by appropriate selection of additional filters C2.1 or C4.1, which are used between the radiator and the patient in the beam path, the radiation spectrum generated at the focus so that an optimal adjustment of the spectral center of gravity of the X-ray spectrum to the absorption maximum of the contrast agent used takes place.
  • the korporiere in patients in ⁇ contrast agent can, for example, automatic see done with the application Kontrastschapplikator Cll.
  • the variation of the additional filters C2.1 and C .1 can take place with the aid of automatically entering and exiting filters of different thicknesses and different materials.
  • a C-arm system C1 can also be used as the X-ray system, as shown in FIG.
  • This has a housing C6, on which a movable C-arm C7 is articulated.
  • At the two ends of the C-arm C7 is an X-ray tube C2 and an opposite flat detector C3.
  • an additional film C2.1 mounted system In front of the X-ray tube C2 is an additional film C2.1 mounted system in which different auxiliary filters can be automatically controlled using a turret system introduced into the beam path.
  • the C-arm. C7 is arranged so that the patient P located on the patient bed C8 is in the beam path and can be scanned.
  • the C-arm may also perform a pivot during the scan so that projections from a plurality of projection angles may be taken and tomographic image reconstruction performed.
  • the contrast agent can be incorporated with a contrast agent applicator Cll. The necessary calculations and the control of the system are carried out with the control and computing system CIO by running the computer programs Prgi-Prg n during operation of the system.
  • Example 1 In-vitro measurements A clinical CT device (Siemens. Volume Zoom, Siemens Healthcare, Erlangen) was equipped with an additional filter made of different materials (Pb, Sn) and filter thicknesses (0.25 mm, 0.5 mm, 0.7 mm). These filters were made of metal foils (Goodfellow GmbH, Bad Neuheim, Germany) with the appropriate thicknesses and fixed between two thin plastic carriers in the diaphragm box. The beam path is thus completely covered, so that only filtered radiation is emitted. The CT device could thus be used without any restrictions for imaging. The experimental conditions were adjusted as realistically as possible to a patient examination. To simulate a patient, an anthropomorphic abdominal phantom made of tissue-equivalent plastic was used (QRM GmbH, Mschreibendorf, Germany).
  • Tissue and iodine contrast media samples (10 mg X / ml) were placed in the appropriate lumens of the phantom as examples of tissue enriching contrast media.
  • the reference was a water sample.
  • Table Bl the HU values for tungsten determined with respect to water are shown for different additional filters. For lead filtering, an increase in HU values was measured at all tube voltages, with the Sn filter increasing only at 80 kV.
  • Tungsten contrast sample without (0 mm) and with additional filters
  • Table B2 the HU values for iodine determined with respect to water are shown for different additional filters. The use of additional filters always leads to a decrease in the HU values.
  • Table B2 CT signals in Hounsfield units [ ⁇ ] for an iodine contrast medium sample without (0 mm) and with additional filters
  • the use of additional filters leads to a decrease in the registered radiation dose.
  • the radiation dose was determined with an ionization chamber ⁇ PTW 31010, PTW, Freiburg, Germany), calibrated to the water energy dose. For this, the chamber was placed in the slot of the phantom and the corresponding ripples were determined in the reconstructed CT images. Image noise was determined by the standard deviation of a homogeneous region (phantom or contrast agent sample).
  • the use of an additional filter leads to a decrease in the noise level. This effect is independent of the tube voltage.
  • a reduction of noise was determined by 11.4% (0.25mm Pb), 3% (0.5mm Pb.), 15.5% (0.5mm Sn) and 16.3% (0.7mm Sn).
  • Table B4 shows the relative dose of radiation necessary for an identical CNR.
  • Table B Relative dose of radiation at constant CNR for an iodine contrast medium sample without (0 mm) and with additional filters
  • Example 2 In vivo measurements A clinical CT device (Siemens Volume Zoom, Siemens Healthcare, Erlangen) was equipped with an additional 0.25 mm Pb filter. This filter was made of a Pb metal foil (Goodfellow GmbH, Bad Neuheim, Germany) and mounted between two thin plastic carriers in the aperture box of the CT device. The beam path is thus completely covered, so that only filtered radiation is emitted.
  • This filter was made of a Pb metal foil (Goodfellow GmbH, Bad Neuheim, Germany) and mounted between two thin plastic carriers in the aperture box of the CT device. The beam path is thus completely covered, so that only filtered radiation is emitted.
  • the CT device could thus be used without any restrictions for imaging.
  • an anesthetized rat was used.
  • a contrast agent substance a tungsten-containing compound (W 3 O 2 - nonanoacetate) was used, which is described in the document WO 97/03994. This was administered intravenously via the tail vein by means of an infusion pump with a flow rate of 0.8 ml / s.
  • the contrast media Dose was 300 mgW / kg body weight.
  • a dynamic CT measurement over 20s was started with which the contrast agent bolus at the thoracic level was recorded in time. For this purpose, a CT image at identical slice position was reconstructed every 0.8s.
  • the CT tube voltage was 120 kV for a mAs product of 625 mAs (with 0.25 mm Pb) or 231 mAs (without additional filter).
  • the mAs settings were chosen based on the preceding phantom experiments described in Example 1.
  • the measurement of the radiation dose was carried out with an ionization chamber (PTW 31010, PTW, Freiburg, Germany) directly next to the animal.
  • a method for generating at least one X-ray image of a patient with incorporated contrast medium using X-radiation with an energy spectrum and an X-ray detector is presented, the energy spectrum used being modified by at least one first filter arranged in the beam path in front of the patient, the patient Generation of detector data for the X-ray display absorbs a dose and the X-ray display has a CNR value, which represents ⁇ ratio of maximum contrast in the image to noise, according to the invention, the energy spectrum and the contrast agent taking into account the patient to be irradiated thickness of an additional filter be matched to one another so that an optimization criterion, which is taken from a tentatively generated or simulated X-ray representation, is maximized.
  • an X-ray system for generating at least one X-ray image of a patient with incorporated

Abstract

Die Erfindung betrifft ein Verfahren zur Erzeugung mindestens einer Röntgendarstellung eines Patienten (P) mit inkorporiertem Kontrastmittel unter Verwendung von Röntgenstrahlung mit einem Energiespektrum und eines Röntgendetektors, wobei das verwendete Energiespektrum durch mindestens ein im Strahlengang (7) vor dem Patienten (P) angeordnetes erstes Filter (3) modifiziert wird, der Patient (P) zur Erzeugung von Detektordaten für die Röntgendarstellung eine Dosis absorbiert und die Röntgendarstellung einen CNR-Wert aufweist, der das Verhältnis von maximalem Kontrast im Bild zum Rauschen darstellt. Erfindungsgemäß werden das Energiespektrum und das Kontrastmittel unter Berücksichtigung der zu durchstrahlenden Dicke des Patienten (P) durch ein Zusatzfilter (1) derart aufeinander abgestimmt, dass ein Optimierungskriterium, das aus einer versuchsweise erzeugten oder simulierten Röntgendarstellung entnommen wird, maximiert wird. Weiterhin betrifft die Erfindung auch ein Röntgensystem (C1) zur Erzeugung mindestens einer Röntgendarstellung eines Patienten (P) mit inkorporiertem Kontrastmittel unter Durchführung des oben beschriebenen Verfahrens und die Anwendung des Röntgensystems bei verschiedenen Untersuchungen.

Description

Beschreibung
Verfahren zur Erzeugung einer kontrastmittelunterstützten Röntgendarstellung und ein Röntgensystem
Die Erfindung betrifft ein Verfahren zur Erzeugung mindestens einer Röntgendarstellung eines Patienten mit inkorporiertem Kontrastmittel unter Verwendung einer, auf einer Anode er¬ zeugten, Röntgenstrahlung mit einem Energiespektrum aus Bremsstrahlung und charakteristischer Strahlung und eines
Röntgendetektors , wobei das verwendete Energiespektrum durch mindestens ein im Strahlengang vor dem Patienten angeordnetes Filter modifiziert wird, der Patient zur Erzeugung von Detektordaten für die Röntgendarstellung eine Dosis absorbiert und die Röntgendarstellung einen CNR-Wert aufweist, der das Verhältnis von maximalem Kontrast zwischen Weichgewebe und Kontrastmittel im Bild zum Rauschen darstellt. Weiterhin betrifft die Erfindung ein Röntgensystem zur Erzeugung mindestens einer Röntgendarstellung eines Patienten mit inkorpo- riertem Kontrastmittel
In der medizinischen Diagnostik ist die nicht-invasive Dar¬ stellung von inneren Körperstrukturen und Organen mittels Computertomographie (CT) ein weit verbreitetes Verfahren. Dabei kann ein hoher Kontrast zwischen Knochen und Weichteilgeweben erzielt werden. Der Kontrast zwischen verschiedenen Weichteil¬ geweben ist jedoch aufgrund geringer Absorptionsunterschiede nur eingeschränkt zur Diagnostik geeignet. Zur Erhöhung des Kontrastes bestimmter Körperstrukturen beziehungsweise Körper- flüssigkeiten werden daher Kontrastmittel appliziert. Diese enthalten ein stark Röntgenstrahlung absorbierendes Element, um dadurch einen hohen Bildkontrast zu den umgebenden Geweben mit niedriger Absorption zu erzielen. In der radiologischen Bildgebung mittels Röntgenstrahlung werden heute jodhaltige Kontrastmittel (KM) zur Darstellung von Körperflüssigkeiten, Organen und pathologischen Prozessen verwendet. Aufgrund sei¬ ner Absorptionseigenschaften ist Jod aber nicht das optimale Element zur Kontrastanhebung in der Röntgendiagnostik für Röh- renspannungen > 80 kV. Das trifft besonders für die Computer¬ tomographie zu, bei der heute Röhrenspannungen bis 140 kV ver¬ wendet werden. Im Energiebereich der verwendeten Röntgenstrahlung steigt die Röntgendichte von Kontrastmitteln {KM) mit der Ordnungszahl des kontrastierenden Elementes an. Die Verwendung von Kontrastmitteln höherer Ordnungszahl wird daher besonders für die CT diskutiert, als absorbierende Elemente werden neben den Lanthaniden {Fletsch- et .al „Efflcacy and safety of lan- thanoids as X-ray contrast agents" In. Eur J Radiol, Epub ahead of print 2009; WO 2007/051739) auch Hafnium, Rhenium, Tantal oder Wolfram vorgeschlagen (WO 97/03994; WO 97/03993) . Allen Kontrastmitteln ist jedoch zu Eigen, dass trotz des hohen Sicherheitsprofils unerwünschte Nebenwirkungen auftreten können .
Trotzdem basiert der größte Anteil der heute zur Röntgendiagnostik verwendeten Kontrastmittel auf Jod als der röntgen- " schwächenden Hauptkomponente. Dafür ist die heutige Gerätetechnik optimiert. Bei der Elementauswahl für Kontrastmittel ist die allgemeine Regel, dass das Element eine möglichst hohe Kernladungszahl aufweisen sollte, da die Röntgenabsorption stark mit der Kernladungszahl ansteigt. Mit ansteigender - Kernladungszahl verschiebt sich- ber auch die k-Kante des verwendeten Elements in das diagnostische Energiefenster für Röntgenstrahlung. Bei Energien oberhalb der k-Kante steigt die Absorption sprunghaft an, so dass die Aus-legung von Röntgengeräten nicht mehr einfach darin liegt, dass möglichst weiche Röntgenstrahlung , den besten Kontrast zwischen Wasser und dem Kontrastmittel ergibt.
'
Es ist daher Aufgabe der Erfindung, einerseits die applizier¬ te Strahlendosis DY bei der Aufnahme einer Röntgendarstellung bei gleichzeitig verbesserter oder zumindest gegenüber dem Stand der Technik nicht verschlechterter Darstellung zu ver- mindern. Weiterhin soll bei vorliegender Inkorporation von
Kontrastmittel im darzustellenden Bereich die Kontrastmitteldosis, also die Kontrastmittelkonzentration im Körper, möglichst reduziert werden. Diese Aufgabe wird durch die Merkmale der unabhängigen Patentansprüche gelöst. Vorteilhafte Weiterbildungen der Erfin¬ dung sind Gegenstand untergeordneter Ansprüche.
Die Erfinder haben Folgendes erkannt:
Die Güte der Darstellung beziehungsweise Abgrenzung zweier unterschiedlicher Gewebetypen oder kontrastmittelhaltiger Gewebe von umgebenden kontrastmittelfreiem Gewebe lässt sich quantitativ durch das Kontrast-zu-Rausch-Verhältnis (= contrast to noise ratio = CNR) zwischen beiden Gewebetypen beziehungsweise Geweben mit und ohne Kontrastmittel beschreiben. Dieses ergibt sich aus dem Bildsignal Si und dem Bildrauschen RL des einen Gewebetyps beziehungsweise des kontrastmittelhaltigen Gewebes sowie dem Signal S2 und dem entsprechenden Rauschen R2 des anderen Gewebetyps beziehungsweise des kontrastmittelfreien Gewebes. Es wird nach folgendem Zusammenhang bestimmt:
Figure imgf000005_0001
Die bei der radiologischen Diagnostik in den Patienten eingetragene Strahlendosis sollte möglichst gering sein, um den Patienten nicht unnötig mit ionisierender Strahlung zu belasten. Außerdem sollte auch nur möglichst wenig Kontrastmit¬ tel im Körper vorliegen um potentielle unerwünschte Nebenwir- kungen zu minimieren. Das Ziel der kontrastmittelgestützten Röntgendiagnostik ist ein möglichst hohes CNR bei einer mög¬ lichst geringen Strahlendosis. Die eingetragene Strahlendosis bestimmt das Bildrauschen. Theoretisch gilt folgender Zusammenhang zwischen Strahlendosis Dv und dem Bildrauschen Ri be- ziehungsweise R2: R °c .
Figure imgf000005_0002
D.h bei einer Verringerung der Strahlendosis erhöht sich das Rauschen der Bilder, was letztlich zu einer Verringerung des CNR führt. Eine Erhöhung des Bildsignals Si, z.B. durch eine Erhöhung der Kontrastmittelabsorption basierend auf der Eilt rung der Röntgenstrahlung, führt zu einer Erhöhung des CNR. Unter der Bedingung einer konstanten Bildqualität, also bei konstantem CNR, kann damit die Strahlendosis reduziert werden. Die Kombination von speziell gefilterter Röntgenstrahlung und Kontrastmitteln hoher Ordnungszahl führt zu einer Erhöhung des Kontrastmittelsignals und zu einer Verringerung des Bildrauschens . Der daraus resultierende Anstieg des CNR kann zu einer Reduktion der Strahlendosis bei der diagnostischen Darstellung genutzt werden. Dieses Prinzip wird im nachstehend beschriebenen Beispiel 2 demonstriert.
Die in der radiologischen Diagnostik verwendete Röntgenstrahlung ist polychromatisch, d.h. die Wellenlängen und damit die Energien der von einer Röntgenröhre produzierten Photonen sind nicht identisch. Das Energiespektrum oder Photonenspektrum der von einer Anode ausgesandten Röntgenstrahlung wird durch das Anodenmaterial und die verwendete Röhrenspannung vorgegeben (FIG 1) . In der CT werden heute fast ausschließlich Wolfram- Anoden verwendet. Innerhalb des durchstrahlten Objektes ändert sich das emittierte Photonenspektrum ständig, da die Absorpti- on von Röntgenstrahlung energieabhängig ist und eine Überlagerung mit gestreuten Photonen auftritt. Diese Zusammenhänge sind komplex und können nicht durch einfache mathematische Zu¬ sammenhänge beschrieben werden. So verändert sich das Photo¬ nenspektrum beispielsweise in Abhängigkeit vom durchstrahlten Volumen, der Eindringtiefe und der Gewebezusammensetzung. Die Röntgendichte eines KM und damit das Bildsignal wird durch den Schwächungskoeffizienten des kontrastierenden Elementes, dessen lokaler Konzentration, in Kombination mit dem Photonenspektrum am Ort der physikalischen Wechselwirkung bestimmt. Somit ist auch die tatsächlich vorliegende Dicke eines Patienten entsprechend zu berücksichtigen.
Aufgrund der hohen Wechselwirkungswahrscheinlichkeit zwischen niederenergetischer Photonen und Gewebe führen die niederener- getischen Anteile im Photonenspektrum (im Bereich < 50 keV) zwar zu einem Dosiseintrag, tragen aber nur zu einem geringe¬ ren Teil zur Bildgenerierung bei. Somit führt die Verwendung von Photonenenergien > 50 keV bei gleicher Strahlendosis zu einer Reduktion des Bildrauschens Ri bzw. R2 . Monte-Carlo- basierte Simulationen zeigen, dass zur Erzielung eines hohen Weichteilkontrastes in der CT unter der Bedingung einer minimalen Dosis Photonenenergien im Bereich zwischen 70 und 140 keV verwendet werden müssen {Kalender et.al Application- and patient size dependent optimization of x-ray spectra for CT, Med.Phys. 36(3) 2009). Im Gegensatz dazu steht die kontrastmittelgestützte CT, bei der Photonenenergien zwischen 35 und 70 keV das höchste CNR-zu-Dosis-Verhältnis liefern (Kalen- der et.al Application- and patient size dependent optimiza¬ tion of x-ray spectra for CT, Med.Phys. 36(3) 2009). Dieser Gegensatz zwischen nativen und kontrastmittelgestützten CT- Aufnahmen ist auf die spektrale Absorptionscharakteristik von Jod (k-Kante bei 33 keV) zurückzuführen. Die hohe Absorption von Jod im Bereich von 33 keV bis etwa 70 keV überwiegt dabei den ungünstigen Dosiseffekt niederenergetischer Photonen. Bei Kontrastmitteln mit Elementen höherer Ordnungszahl und damit höheren k-Kanten-Energien, wie die Lanthanoide, Hf, Ta, Re oder , verschiebt sich der optimale Energiebereich der kon- trastmittelgestützten CT zu höheren Energien in den Bereich zwischen 60 und 140 keV und ist damit nahezu identisch zum optimalen Energiebereich für Weichteilkontraste.
Der Kerngedanke der Erfindung liegt also darin, dass eine Ab- Stimmung und Eingrenzung des verwendeten Energiespektrums derart ausgeführt wird, dass das Energiespektrum unter Berücksichtigung der Dicke des zu durchstrahlenden Patienten und des Kontrastmittels durch Abstimmung von Filtermaterial, Filterdicke, Beschleunigungsspannung - also der Maximalener- gie des Bremsspektrums Anodenmaterial möglichst ausschließlich im optimalen Bereich für die Kontrastgebung liegt. Dazu wird dieses Energiespektrum, so abgestimmt und eingegrenzt, dass eine möglichst hohe Effektivität in Hinblick aus CNR und Dosis erzielt wird.
Insbesondere wird also ein Röntgensystem zur diagnostischen, tomographischen Darstellung eines Objektes, z. B. eines
Patienten, enthaltend mindestens eine Röntgenröhre-Detektor- Einheit zur Bestimmung der Schwächung der Röntgenstrahlung durch das Objekt, vorgeschlagen. Daraus können rechnergestützt tomographische Bilder rekonstruiert werden. Dieses System enthält mindestens einen speziellen Zusatzfilter vor mindestens einer Röntgenröhre, welcher die emittierte Röntgenstrahlung spektral derart modifiziert, dass eine Erhöhung des Bildkontrastes {quantifizierbar durch das Kontrast- zu-Rausch-Verhält- nis) für Kontrastmittel anreichernde Gewebe eintritt. Die Er¬ höhung des Bildkontrastes kann neben dem Anstieg der Bildqua- lität auch zur Reduktion der Strahlen- oder Kontrastmitteldosis genutzt werden.
Durch die Verwendung der erwähnten zusätzlichen Filter, die in den Strahlengang geschoben werden, kann das von der Röntgen- röhre emittierte Photonenspektrum modifiziert werden. Dadurch kann dieses an die kontrastmittelgestützte Bildgebung ange- passt werden. Der Zusatzfilter bestehend mindestens aus einem Element einer Kernladungszahl Z von größer 22 (Titan) . Insbesondere geeignet sind Elemente mit höheren Kernladungszahlen zwischen z=77 (Iridium) und Z=83 (Bismut) . Die Zusatzfilter können aus einem oder mehreren Metallen oder einer Legierung bestehen, insbesondere aus einem dünnen Blatt oder umschlos¬ senen Quecksilber bestehen. Das Röntgensystem, das mehrere Zusatzfilter mit unterschiedlichen Materialien und Dicken besitzt, kann mittels Steuereinheit, je nach Anwendung und
Gebrauch, diese Filter automatisch in den Strahlengang brin¬ gen, um die optimale Energieverteilung im Photonenspektrum zu erreichen. Die Filter sind in Kombination mit Kontrastmittel hoher Ordnungszahl Gegenstand der Erfindung. Grundsätzlich führen Filter zu einer Abschwächung der Intensität der Strahlung und zu einer Erniedrigung des relativen Anteils niederenergetischer Photonen. Die spektrale Filtercharakteristik wird über das Filtermaterial (FIG 2), die Filterdicke (FIG 3) und die Aus¬ wahl der RöhrenSpannung (FIG 4) bestimmt. Die Optimierung des Filters hinsichtlich Material, Dicke und Röhrenspannung erfolgt auf ein maximales CNR bei minimaler Strahlendosis. Dabei ist die Absorptionscharakteristik des Kontrastmittelelementes zu berücksichtigen. Geeignet sind Kontrastmittel, die ein oder mehrere Elemente mit einer Kernladungszahl ^ 56 enthalten, insbesondere ein oder mehrere Elemente aus der Gruppe der Lanthanoide, beispielsweise Lu (Z = 71) , oder insbesondere die Elemente, Hafnium (Z=72) , Tantal (Z=73) , Wolfram (Z=74) oder Rhenium (Z=75) enthalten. Die Verwendung von Zusatzfiltern und die Abstimmung auf das kontrastgebende Element im Kontrastmittel erfolgt derartig, dass das Material des Zusatzfilters eine höhere Ordnungszahl als das kontrastierende Element des Kontrastmittels besitzt und damit die k- Kante des Zusatzfilters 5-40 keV über der k-Kante des kontrastierenden Elementes liegt. Alternativ ist aber auch die Verwendung von Zusatzfiltern und die Abstimmung auf das kontrastgebende Element im Kontrastmittel in der Form möglich, dass das Material des Zusatzfilters eine niedrigere Ordnungszahl als das kontrastierende Element des Kontrastmittels besitzt. Von besonderer Bedeutung ist daher die Energie der k-Kante, bei welcher der Schwächungskoeffizient sprunghaft um etwa den Faktor 10 ansteigt (FIG 5} . Die k-Kanten-Energie des kontrastgebenden Elements im Kontrastmittel liegt zwischen 38.9 keV (La) und 63.3 keV (Lu) für die Lanthanoide und bei 65.3 keV (Hf) , 67.4 keV (Ta) , 69.5 keV (W) bzw. 71,7 keV (Re) . Bei der Verwendung eines Filtermaterials mit einer höheren k-Kanten-Energie als die des kontrastgebenden Elements wird der relative Anteil der emittierten Photonen mit Energien oberhalb der k-Kante des Kontrastmittel-Elementes verstärkt. Dabei spielt die k-Kanten- Energie des Filtermaterials eine entscheidende Rolle. Bei dieser Energie erfolgt ein sprunghafter Anstieg der im Filter absorbierten Photonen. Dadurch werden Photonen mit Energien über der k-Kante aus dem Photonenspektrum herausgefiltert. Die Stärke dieses Effektes hängt von der Dicke des Filters ab (FIG 3) . Ideal kann ein Filtermaterial mit einer höheren k-Kanten- Energie als das Kontrastmittel-Element sein, da dadurch der Differenzbereich zwischen den k-Kanten des Kontrastmittels und des Filters selektiv verstärkt wird {FIG 6) . Die k-Kanten- Energie steigt mit der Ordnungszahl, die Filtermaterialen sollten daher eine höhere Ordnungszahl als das kontrastierende Element aufweisen. Besonders effektiv ist eine um 5-40 keV höhere k-Kanten-Energie des Filtermaterials. Für die Lantha- noide beispielsweise Lu sowie Hf, Ta, W, Re sind Filter aus Blei (k-Kante bei 88.0 keV) oder Bismut (k-Kante bei 90.5 keV) besonders hervorzuheben. Elemente mit einer Ordnungszahl größer 83 (Bi) sind ebenfalls als Filter geeignet, können aber aufgrund Ihrer Radioaktivität nur mit Einschränkungen genutzt werden.
Eine alternative Möglichkeit ist die Verwendung von Filtern mit einer kleineren Ordnungszahl als das Kontrastmittel-Ele¬ ment. Diese Materialien führen zu einer relativen Erhöhung hochenergetischer Anteile, allerdings liegen die verstärkten Photonenenergien zum Teil deutlich über dem optimalen
Absorptionsbereich der Kontrastmittel-Elemente der Lanthanöide bzw. von Hf, Ta, W, Re (FIG 7) . Einen Anstieg der Kontrastmittel-Absorption kann mit diesen Filtern nur bei geringen - Röhrenspannungen <= 100 kV erzielt werden.
Physikalisch kann durch die Verwendung der beschriebenen Zu¬ satzfilter erstens die Effektivität (Absorption bzw. Bildsignal) des Kontrastmittels erhöht werden und zweitens das Bildrauschen verringert werden. Die Erhöhung der Absorption basiert auf der beschriebenen Abstimmung des Photonenspektrums auf die spektralen Absorptionseigenschaften des kontrastierenden Elementes. Die Absenkung des Bildrauschens basiert auf einer Verringerung des Anteils an niederenergetischen Photonen im gefilterten Photonenspektrum. Beide Prozesse tragen zu einer Erhöhung des CNR bei. Der Anteil der einzelnen Prozesse hängt von der spektralen Filtercharakteristik und damit vom Material und der Dicke des Filters sowie der verwendeten Röhrenspannung ab. Zur Optimierung des Photonenspektrums bei kontrastmittelverstärkten Aufnahmen ist es bei den Lanthanoi- den sowie den Elementen Hf, Ta, W, Re möglich, die Absorption des Kontrastmittels durch Zusatzfilter zu erhöhen. Im Gegensatz dazu fällt bei den heute verfügbaren jodhaltigen Kontrastmitteln und den in der CT verwendeten Spannungen >= 80 kV die Absorption durch die Verwendung eines Zusatzfilters immer deutlich ab (Beispiel 1} . Dieser starke Signalabfall kann nicht durch die erwähnte Reduktion des Bildrauschens kompensiert werden, so dass das CNR bei gleicher Strahlendosis bei Verwendung eines Zusatzfilters immer geringer ist bzw. die Strahlendosis bei konstanten CNR immer höher ist (Beispiel 1) .
Bei dem erfindungsgemäßen CT-System kann es sich bei seinem Grundaufbau um ein herkömmliches CT-System mit mindestens einem Röhren-/Detektorsystem handeln. Es kann sich jedoch auch um einen C-Bogen oder ein Angiographiegerat handeln. Die Rönt¬ genröhre kann einen Bereich der Röhrenspannung von 60-160 kV umfassen. Der Detektor kann energieintegrierend oder photo- nenzählend sein. Zusätzlich zu den bereits heute in CT-Syste- men integrierten Formfiltern, die den fächer- oder kegelförmigen Strahl räumlich modellieren, wird im Rahmen der Erfindung ein Zusatzfilter in den Strahlengang gebracht (FIG 8) . Dieser Zusatzfilter wird am Ausgang der Röntgenröhre, z.B. im Röhrenschutzgehäuse oder innerhalb des Blendenkastens, befestigt. Der Zusatzfilter wird in einem Winkel von 60°-120° zum Austritt der Strahlung angebracht, bevorzugt rechtwinklig. Der Zusatzfilter kann aus einem oder mehreren Materialien (Metalle, Legierungen) bestehen. Der Filter besteht aus einem dünnen Blatt mit Dicken im sub-mm oder mm-Bereich oder umschlossenen Quecksilber und deckt mindestens den diagnostisch genutzten Querschnitt des Strahlengangs ab.
Der Zusatzfilter unterscheidet sich von den bisher in CT-Ge- raten verwendeten Aufhärtungsfiltern erheblich durch seine spektralen Filtereigenschaften. Über eine technische Vor¬ richtung ist auch ein automatischer Wechsel verschiedener Filter denkbar. Damit könnte der Filter an unterschiedliche Anforderungen, z.B. normalgewichtige Patienten oder adipöse Patienten, angepasst werden. Von Vorteil kann auch eine Kombination eines Filters mit einer Röhrenspannung sein. Die Filter können sich dabei sowohl im Material als auch in der Dicke unterscheiden. Die Auswahl eines Filters erfolgt entweder manuell durch den Bediener oder automatisch entsprechend der geplanten Untersuchung. Das zu durchstrahlende Volumen, die Gewebezusammensetzung und das Kontrastmittel-Element sind dabei die Schlüsselparameter. Eine automatische Filter- wähl kann fest mit einem Untersuchungsprotokoll (z.B. Angiographie Kopf) verbunden sein, in dem die Parameterbereiche (durchstrahltes Volumen, Gewebezusammensetzung, KM) für die Filterauswahl vordefiniert sind. Alternativ kann die Bestimmung des geeigneten Filters auch computergestützt auf der Grundlage einer Übersichtsaufnahme (Topogramm) im Projektionsmodus oder basierend auf optischen Messsystemen erfolgen. Basierend auf dieser Aufnahme können Untersuchungsvolumen und Gewebezusammensetzung abgeschätzt werden und der entsprechende Filter automatisch in den Strahlengang geschoben werden.
Mit der heute zu Verfügung stehenden Röhrentechnik ist die Verwendung von Zusatzfiltern im Wesentlichen auf Spannungen >= 120 kV beschränkt, da andererseits der Photonenfluss für eine qualitativ hochwertige diagnostische Bildgebung nicht ausreichend ist. Auch' ist die Filterdicke durch den Photonen- fluss limitiert. Mit der bisherigen Röhrentechnik und bei Spannungen >= 120 kV sind Filterdicken bis maximal 1 mm Pb bzw. Bi praktikabel. Bei geringeren Röhrenspannungen sind die Röhrenleistungen bei der heutigen Technik ein limitierender Faktor für die Verwendung von zusätzlichen Aufhärtungsfiltern. Bei speziellen Applikationen (z.B. pädiatrische CT-Aufnahmen) oder zukünftigen Röntgenröhren mit erhöhtem Photonenfluss ist auch hier der Einsatz der erwähnten Filter möglich. In der CT-Gerätetechnik werden heute bereits Filter zur räumlichen und spektralen Modifizierung der Röntgenstrahlung verwendet. Diese grenzen sich sowohl in ihrem Zweck als auch in ihrer räumlichen und spektralen Filtercharakteristik und vor allem von ihrer k-Kanten-Energie deutlich von den hier beschriebenen Filtern ab. Der Formfilter zur räumlichen Modellierung besteht in der Regel aus Kunststoffen und besitzt eine spezielle geometrische Form. Das Ziel des Filters ist die ortsaufgelöste Modifikation der Intensität des Photonen- Spektrums. Aufgrund der geringeren mittleren Ordnungszahl ist die spektrale Modifikation vergleichsweise gering.
Grundsätzlich sind im Rahmen der Erfindung die folgenden Bei- spiele von Geräte- und Verfahrensvarianten anwendbar:
Der Zusatzfilter kann derart aufgebaut sein, dass die für kontrastmittelgestützte Bildkontrastierung weniger effektiven Photonenenergien im Filter absorbiert werden und somit der Anteil der für den Bildkontrast effektiveren Photonenenergien erhöht wird. Der Zusatzfilter kann aus einem oder mehreren Metallen oder einer Legierung bestehen. Der Zusatzfilter kann aus einem dünnen Blatt oder umschlossenen flüssigen Material bestehen, das zur Gewährleistung der mechanischen Stabilität auf einem Träger befestigt sein kann. Der Zusatzfilter kann winklig, bevorzugt rechtwinklig, zum Austritt der Röntgen¬ strahlung und in räumlicher Nähe zur Röntgenröhre befestigt werden, wobei auch durch eine Winkelverstellung die effektive Filterdicke eingestellt werden kann. Dabei sollte der Zusatz- filter den diagnostischen Strahlengang vollständig abdecken, so dass er mindestens so groß wie der Querschnitt des diagno¬ stischen Strahlenganges am Ort des Filters ist.
Das Röntgensystem kann mehrere Zusatzfilter mit jeweils unter- schiedlichen Materialien und Dicken besitzen, die entsprechend der Anwendung, insbesondere medizinischer Indikationen, wie zum Beispiel CT-Angio, dynamischer kontrastmittelgestützter CT, elektromechanisch durch eine Steuereinheit in den Strahlengang gebracht werden können. Es können auch mehrere Filter gleichzeitig genutzt werden.
Die Auswahl des Zusatzfilters kann manuell durch den Bediener des Röntgensystems erfolgen, wobei die Steuerung rechnergestützt über die Bedienkonsole erfolgt.
Die Auswahl des Zusatzfilters kann halbautomatisch entsprechend des vom Bediener ausgewählten Untersuchungsprotokolls, Kontrastmittels oder Röhrenspannung erfolgen. Alternativ kann die Auswahl des Filters rechnergestützt durch die Angabe von Patientendaten wie Gewicht, Körperregion oder diagnostischer Fragestellung erfolgen. Aus diesen Angaben erfolgt die Auswahl des Filters softwaregestützt vom System.
Die Auswahl des Filters kann vollautomatisch durch eine
Rechen- und Steuereinheit erfolgen. Die für die Filterwahl relevanten Parameter können durch eine anatomische Projektionsaufnahme entlang des Untersuchungsgebietes, basierend auf den gemessenen Schwächungen entlang der Körperachse oder durch optische Meßsysteme, erfolgen. Aus diesen Parametern erfolgt die Auswahl des Filters softwaregestützt vom System.
Es wird auch eine Kombination von Kontrastmitteln und dem Material und der Dicke des Zusatzfilters derart vorgeschlagen, dass im Zielgebiet der Kontrastmittelanreicherung eine hohe Übereinstimmung' -zwischen der Energieverteilung der -Röntgen- ■ Strahlung und des spektralen Absorptionsverhaltens des kontrastierenden Elementes erzielt wird.
Das Kontrastmittel kann- dabei ein oder mehrer Elemente hoher Ordnungszahl (Z > 56) , die Lanthanoide (Lanthan bis Lutetium) insbesondere aber die Elemente Rhenium, Hafnium, Tantal oder Wolfram, enthalten. Die Energie der entsprechenden k-Kante dieser Materialien liegt zwischen 38.9 und 90.5 keV.
Die Filtercharakteristik des Zusatzfilters kann auf das spektrale Absorptionsverhalten des Kontrastmittels bei der durchzuführenden Untersuchung angepasst werden, indem das Filtermaterial, die Filterdicke und die Röhrenspannung modifiziert we den.
Das Material des Zusatzfilters kann eine höhere Ordnungszahl wie das kontrastierende Element des Kontrastmittels besitzen, um dadurch den relativen Anteil von Photonen in den für die Bildgenerierung besonders effektiven Energiebereich zwischen den k-Kanten des kontrastierende Elements und des Filters selektiv zu verstärken. Die k-Kante des Filters liegt 5-40 keV über der des kontrastierenden Elementes. Das umfasst vor allem die Elemente Iridium, Platin, Gold, Quecksilber, Thallium, insbesondere aber Blei und Bismut. Die k-Kanten-Energie des Filtermaterials beträgt in diesem Fall mindestens 38.9 keV, besonders effektiv sind k-Kanten-Energien größer 76 keV.
Das Material des Zusatzfilters kann eine niedrigere Ordnungszahl wie das kontrastierende Element des Kontrastmittels besitzen, um dadurch den Anteil höherenergetischer Photonen im Röhrenspektrum zu verstärken. Die Ordnungszahl des Filtermaterials ist in diesem Fall größer als 22, die entsprechenden k-Kanten-Energien beträgt mindestens 5 keV.
Der Zusatzfilter kann auch eine Kombination aus mehreren
Elementen enthalten.
Das erfindungsgemäße Röntgensystem und die Kombination von Kontrastmitteln hoher Ordnungszahl mit speziellen Zusatzfiltern erhöht das Kontrast-zu-Rausch-Verhältnis in der
diagnostischen Röntgenbildgebung . Dieser Vorteil kann zur Erhöhung der Bildqualität, zur Reduktion der im Patienten deponierten Strahlendosis oder zur Reduktion der Kontrastmitteldosis genutzt werden. Auch eine Kombination dieser Effekte ist möglich.
Zur Ausnutzung des Potentials, das durch eine k-Kante, die im Bereich der für die Röntgendiagnostik verwendeten Energien liegt, entsteht, wird also auch eine Optimierung der Vorfilterung der Strahlung vorgeschlagen. Dabei wurde erkannt, dass es darauf ankommt, die Röntgenenergien so zu gewichten, dass sie vornehmlich im Bereich der k-Kante des Kontrastmittelelements liegt. Ferner wurde erkannt, dass sich für eine derartige Vorfilterung insbesondere Elemente eignen, die eine k- Kante aufweisen, die über der des Kontrastmittels liegt. Ex- emplarisch schlagen die Erfinder dafür die Elemente Iridium, Platin, Gold, Quecksilber, Blei oder Bismut vor. Diese Elemente haben alle die Eigenschaft als Vorfilterung das Spektrum des Röntgenstrahls aufzuhärten und damit die Absorptions- eigenschaften der k-Kante besser zu nutzen, als mit einem nicht aufgehärteten Spektrum.
Röntgensysteme , wie z. B, CT-Geräte, besitzen aber noch wei- tere Rahmenbedingungen, die beachtet werden sollten. Der Nutzer hat die Möglichkeit die Röhrenspannung zu variieren. Außerdem unterscheiden sich die Untersuchungsobjekte zum Teil deutlich im Durchmesser, Extreme sind beispielsweise pädiatrische oder übergewichtige Patienten. Beide Faktoren beein- flussen wesentlich das effektive Spektrum, aus dem sich im Detektor das Signal zusammensetzt. Im Anhang sind exemplarisch CNR2/DY-Kurven, simuliert in Abhängigkeit von Kontrastmittel, Röhrenspannung, Filterdicke und Patientendicke, dargestellt. Von der Reihe dieser Variablen sind durch den Nut- zer im Allgemeinen die Auswahl des Kontrastmittels, die Röhrenspannung und die Patientendicke festgelegt. Die Erfinder " schlagen daher vor, dass das System selbst die Filterdicke in Abhängigkeit der anderen Parameter über einen Algorithmus festlegt. Dabei sind verschiedenste Ausprägungen möglich:
1. Das System simuliert die gegebenen Parameter und bestimmt daraus die optimale Filterdicke.
2. Im System sind Tabellen, die die optimale Filterdicke in Abhängigkeit der Eingangsgrößen hinterlegt. Daraus be- stimmt das System die optimale Filterdicke.
Zur Erfindung zählt also ein System, bei dem im Blendenkasten verschiedene Filter mit verschiedenen Filterdicken aus demselben Material fahrbar zur Verfügung stehen. Alternativ kön- nen auch mehrere Filter aus unterschiedlichen Materialien in einem System kombiniert werden.
Weiterhin ist es möglich, dass das System im Rahmen seiner Filtermöglichkeiten dem Nutzer ferner vorschlägt, welches Kontrastmittel bei welcher Spannung bei gegebenem Patientendurchmesser eine optimale Dosisnutzung ergibt.
Im Rahmen der Erfindung liegt weiterhin: - eine Anwendung in der CT-Angiographie zur Reduktion der im Patienten deponierten Strahlendosis;
- eine Anwendung in der CT-Angiographie zur Erhöhung der Bild- qualität und damit der diagnostischen Aussagekraft vor allem in der Koronarangiographie und in der Angiographie kleinere und peripherer Gefäße;
- eine Anwendung in der dynamischen kontrastmittelgestützten CT-Bildgebung, wie Multiphasen-Leberdiagnostik, Hirnperfusion,
Tumorperfusion oder Myocardperfusion zur Reduktion der im Patienten deponierten Strahlendosis;
- eine Anwendung in der dynamischen kontrastmittelgestützten CT-Bildgebung, wie Multiphasen-Leberdiagnostik, Hirnperfusion,
Tumorperfusion oder Myocardperfusion zur Erhöhung der Bildqualität und damit der Genauigkeit daraus abgeleiteter funktioneller Parameter; - eine Anwendung in der kontrastmittelgestützten CT-Tumor- diagnostik zur Reduktion der im Patienten deponierten Strahlendosis;
- eine Anwendung in der kontrastmittelgestützten CT-Tumor- diagnostik zur Erhöhung der Bildqualität und damit der diagnostischen Aussagekraft;
- eine Anwendung in der kontrastmittelgestützten CT-Bildgebung zur Reduktion der Kontrastmitteldosis, vor allem bei nieren- insuffizienten Patienten oder Patienten mit Kontrastmittelunverträglichkeiten; und
- eine Anwendung bei der ein oder mehrere Kontrastmittel mit unterschiedlichen Ordnungszahlen gleichzeitig oder nacheinan- der zur Verwendung in einer Dual-Energy-CT-Untersuchung eines Patienten appliziert werden. Unter Berücksichtigung des oben beschriebenen Grundgedankens der Erfindung schlagen die Erfinder Folgendes vor:
Ein Verfahren zur Erzeugung mindestens einer Röntgendarstel- lung eines Patienten mit inkorporiertem Kontrastmittel unter Verwendung einer, auf einer Anode erzeugten, Röntgenstrahlung mit einem Energiespektrum aus Bremsstrahlung und charakteristischer Strahlung und eines Röntgendetektors , wobei das verwendete Energiespektrum durch mindestens ein im Strahlengang vor dem Patienten angeordnetes erstes Filter modifiziert wird, der Patienten zur Erzeugung von Detektordaten für die Röntgendarstellung eine Dosis absorbiert und die Röntgendarstellung einen CNR-Wert aufweist, der das Verhältnis von maximalem Kontrast im untersuchten Objekt zum Rauschen dar- stellt, wobei erfindungsgemäß das' Energiespektrum und das
Kontrastmittel unter Berücksichtigung der zu durchstrahlenden Dicke des Patienten durch ein Zusatzfilter derart aufeinander abgestimmt werden, dass ein■ Optimierungskriterium, das aus einer versuchsweise erzeugten oder simulierten Röntgendar- Stellung entnommen wird, maximiert wird.
Es wird darauf hingewiesen, dass unter dem „ersten Filter" ein fest in oder an der Röntgenröhre angeordnetes Strahlauf- härtungsfilter verstanden wird, welches dazu dient die ge- setzlichen Anforderungen bezüglich der Absorption von niederenergetischer Röntgenstrahlung, die nicht zur Bildgebung eines Patienten geeignet ist, da sie bereits in geringen
Schichtdicken absorbiert- wird, zu erfüllen. Ein solches Filter kann beispielsweise auch scho mit dem Vakuumfenster der Röntgenröhre kombiniert sein. Der Begriff „Zusatzfilter" bezeichnet mindestens ein zusätzliches Filterelement, das nach Bedarf in den Strahlengang eingebracht beziehungsweise entfernt werden kann, um das Röntgenspektrum der Strahlung vor dem Patienten gemäß den hier beschriebenen Kriterien zu opti- mieren.
Als Optimierungskriterium kann ein Verhältnis (CNR2/Dy) aus dem Quadrat des Kontrast-zu-Rausch-Verhältnisses (CNR2 ) der Röntgendarstellung des Patienten und der vom Patienten für diese Röntgendarstellung absorbierten Dosis (DY) maximiert werden . Alternativ beziehungsweise ergänzend kann als Optimierungskriterium ein Verhältnis (CNR/DK) aus dem Kontrast-zu-Rausch- Verhältnis (CNR) der Röntgendarstellung des Patienten zur inkorporierten Kontrastmitteldosis (DK) maximiert werden. Im Falle der Verwendung beider Optimierungskriterien bezüglich Strahlendosis und Kontrastmitteldosis können beide Optimierungskriterien auf möglichst vergleichbare Wirkungen normiert als Produkt kombiniert werden, also zum Beispiel das Produkt CNRV (DY/DY(norm) ) * CNR/ (DK/DK(nom) ) der beiden normier- ten Optimierungskriterium verwendet werden. Dabei werden die Normierungsgrößen DY ( n0rm) und Dynorm) so gewählt, dass eine Ab¬ wägung von Nutzen und Risiko beider Dosen stattfindet. Beispielsweise kann Dy norm) einem Referenzwert der Dosis für dia¬ gnostische und interventionelle Röntgenuntersuchung gemäß §16(1) S.3 RöV (Röntgenverordnung) und DK(norm) der empfohlenen Maximaldosis aus der Fachinformation (Beipackzettel) des jeweiligen Kontrastmittels entsprechen. Dies bedeutet also, dass anstelle der oben genannten, jeweils auf eine Dosis bezogenen Optimierungskriterien das vorgenannte Produkt beider Optimierungskriterien gesetzt werden kann und damit zum Rahmen der Erfindung gehört und auch in Kombination mit den wei¬ ter unten beschriebenen Verfahren angewendet werden kann.
Vorgeschlagen wird auch die Verwendung einer Kombination aus vornehmlich absorbierendem Material des Zusatzf lters und vornehmlich kontrastierendem Material des Kontrastmittels derart, dass die k-Kante des absorbierenden Materials des Zu¬ satzfilters energetisch über dem vornehmlich kontrastierenden Material des Kontrastmittels liegt
Auf der Basis der oben beschriebenen Verfahren wird außerdem auch vorgeschlagen diese soweit automatisch oder semi-auto- matisch durchzuführen, indem zur Untersuchung unveränderliche und variierbare Aufnahmeparameter definiert werden, wobei als unveränderlicher Aufnahmeparameter mindestens einer der Parameter der folgenden Liste gilt: Patientendurchmesser, Kontrastmitteldosierung, Material beziehungsweise Element des Kontrastmittels, vorgegebene zu applizierende Patientendosis, CNR. Als variierbärer Aufnahmeparameter kann mindestens einer der Parameter der folgenden Liste verwendet werden, soweit er nicht als unveränderbarer Aufnahmeparameter ausgewählt wurde: maximale Photonenenergie, Anodenmaterial, Material des Zu- satzfilters, Dicke des Zusatzfilters, Material beziehungsweise Element des Kontrastmittels, Kontrastmitteldosierung, zu applizierende Patientendosis, CNR. Somit kann dem Nutzer des erfindungsgemäßen Verfahrens unter Berücksichtigung vorgege¬ bener Umstände auf einfache Weise eine optimierte Einstellung der Aufnahmeparameter des Röntgensystems ermöglicht werden.
Weiterhin schlagen die Erfinder vor, dass die Maximierung des Optimierungskriteriums dadurch erfolgen soll, dass die folgenden Verfahrensschritte ausgeführt werden:
- Bestimmung der mittleren Dicke des Patienten im aufzunehmenden Bereich,
- Einbringen von Testergebnissen, zum Beispiel aus Simulationen, Phantomtests oder auf der Basis- von Erfahrungswerten, von Aufnahmen mit mehreren unterschiedlichen Energiespektren unter Berücksichtigung der mittleren Dicke des Patienten und Bestimmung zugehöriger CNR-Werte zwischen kontrastmittelfreiem Gewebe und kontrastmittelangereicherter Körperflüssigkeit beziehungsweise Gewebe oder zwischen maximalen und minimalen Bildwerten der gesamten Darstellung des Patienten,
- Auswahl einer Konstellation aus Energiespektrum und Kontrastmittel mit maximalem Wert für das Optimierungskriterium,
- Einstellung dieser ausgewählten Konstellation, und
- Erzeugung mindestens einer Projektion des Patienten mit der ausgewählten Konstellation.
Außerdem kann es günstig sein, unter Berücksichtigung der mittleren Dicke des Patienten im Aufnahmebereich ausschlie߬ lich Konstellationen aus maximaler Energie des Energiespekt- rums, verwendetem Zusatzfiltermaterial und Kontrastmittel zu testen, bei denen:
- die k-Kanten des Zusatzfiltermaterials zwischen dem Maximum des Bremsspektrums ohne Zusatzfilter und der Maximalenergie des Energiespektrums, und
- die k-Kanten des Kontrastmittels zwischen dem Maximum des Bremsspektrums ohne Zusatzfilter und den k-Kanten des Zusatzfiltermaterials liegen.
Zur Variation des Energiespektrums für die auszuführenden Versuche und die daraus resultierenden Testergebnisse kann die maximale Energie des Energiespektrums - diese wird durch die zwischen Anode und Kathode der Röntgenröhre anliegende Beschleunigungsspannung beziehungsweise durch die maximale Energie der Elektronen, die die Bremsstrahlung beim Eintritt in das Anodenmaterial erzeugen, bestimmt - variiert werden.
Außerdem kann das Energiespektrums auch durch eine Variation des Anodenmaterials variiert werden, da die Kernladungszahl des Anodenmaterials und die im Anodenmaterial vorliegenden Elektronenniveaus der Elektronenhülle des verwendeten Materials und die daraus resultierenden Absorptionskanten, vornehmlich k-Kanten, das an der Anode ausgestrahlte Röntgenspektrum bestimmen .
Weiterhin kann zur Variation des Energiespektrums für die Testergebnisse die Schichtdicke mindestens eines im Strahlengang vor dem Patienten angeordneten Zusatzfilters variiert werden .
Auch kann zur Variation des Energiespektrums für die Testergebnisse das Material mindestens eines im Strahlengang vor dem Patienten angeordneten Zusatzfilters variiert werden, wobei vorzugsweise das Material des Zusatzfilters überwiegend aus mindestens einem der Materialien mit einer Kernladungszahl größer 22, insbesondere aus der folgenden Liste oder einer Kombination aus mehreren Materialien der folgenden Liste, stammen sollte: Iridium (Kernladungszahl Z=77) , Platin (Z=78), Gold (Z=79), Quecksilber (Z=80) , Blei (Z=82) , Bismut (2=83) .
Zur Suche nach einer optimalen gegenseitigen Anpassung zwi- sehen verwendetem Energiespektrum der Röntgenstrahlung und genutztem Absorptionsspektrum des Kontrastmittels wird weiterhin vorgeschlagen für die Testergebnisse variierende kontrasterzeugende Materialien im Kontrastmittel zu verwenden. Hierbei können als kontrasterzeugende Materialien im Kon- trastinittel bevorzugt Materialien oder Materialkombinationen aus der folgenden Liste verwendet werden: Rhenium (Kernladungszahl Z=75), Hafnium (Z=72), Tantal (Z=73) , Wolfram
(Z=74) . Außerdem kann diese Liste der Materialien Elemente der Gruppe der Lanthanoiden (Kernladungszahl Z=58 bis 71) enthalten.
Bei dem erfindungsgemäßen Verfahren kann als Röntgendarstellung des Patienten ein projektives Röntgenbild, ein Sinogramm aus einer CT-Abtastung oder eine zwei- oder dreidimensionale tomographische Bilddarstellung verwendet werden.
Im Rahmen einer CT-Abtastung kann außerdem die mittlere Dicke des Patienten im Aufnahmebereich durch Erstellung mindestens eines Topogramms, zumindest im Aufnahmebereich aus mindestens einer Pro ektionsrichtung, ermittelt werden.
Alternativ ist es auch möglich, die mittlere Dicke des Patienten im Aufnahmebereich durch eine optische Abtastung, zum Beispiel einen Laserscan oder mind. eine optische Aufnahme, zumindest im Aufnahmebereich zu bestimmen.
Auch ist es möglich, die mittlere Dicke des Patienten im Aufnahmebereich auf der Basis einer Gewichts-, Größen- und opti¬ onal einer Geschlechtsangabe zu schätzen.
Neben den oben beschriebenen Verfahren schlagen die Erfinder auch ein Verfahren zur Aufnahme von Röntgenaufnahmen in Kombination eines Röntgensystems mit Kontrastmitteln vor, worin das Kontrastmittel die Elemente Rhenium, Hafnium, Tantal oder Wolfram enthält, wobei das Kontrast-zu-Rausch-Verhältnis zwischen Kontrastmittel anreichernden Geweben und umgebenden Gewebe erhöht wird, und mindestens ein Zusatzfilter, mit min- destens einem Element der Kernladungszahlen 77 (Iridium),
78 (Platin), 79 (Gold), 80 (Quecksilber) , 82 (Blei) oder 83 (Bismut) , vor der Röntgenröhre in den Strahlengang gebracht wird und dadurch die von der Röntgenröhre emittierte Strahlung spektral modifiziert wird.
Ebenso schlagen die Erfinder auch ein Verfahren zur Aufnahme von Röntgenaufnahmen in Kombination eines Röntgensystems mit Kontrastmitteln vor, wobei das Kontrastmittel mindestens eines der Elemente Rhenium, Hafnium, Tantal oder Wolfram enthält, und mindestens ein Zusatzfilter vorgesehen ist, in dem mindestens eines der Elemente der Kernladungszahlen 77 (Iridium) , 78 (Platin), 79 (Gold), 80 (Quecksilber) , 82 (Blei) oder 83 (Bismut) verwendet wird, und der mindestens eine Zusatzfilter in den Strahlengang zwischen Röntgenröhre und Patient gebracht wird, um die von der Röntgenröhre emittierte Strahlung spekt¬ ral zu modifizieren, wobei rechnergestützte tomographische Bilder rekonstruiert werden und die Erhöhung des Bildkontras¬ tes neben dem Anstieg der Bildqualität auch zur Reduktion der Strahlen- oder Kontrastmitteldosis genutzt wird.
Die beiden letztgenannten Verfahren können insbesondere in Verbindung mit einer CT-Angiographie, einer dynamischen kontrastmittelverstärkten CT oder kontrastmittelverstärkten CT- Tumordiagnostik genutzt werden.
Neben den erfindungsgemäßen Verfahren wird auch ein Röntgen- system zur Erzeugung mindestens einer Röntgendarstellung eines Patienten mit inkorporiertem Kontrastmittel vorgeschlagen, aufweisend:
- mindestens eine Anode zur Erzeugung von Röntgenstrahlung mit einem Energiespektrum aus Bremsstrahlung und charakteris¬ tischer Strahlung, - mindestens einen Röntgendetektor zur pixelweisen Messung der den Patienten durchdrungenen Röntgenstrahlung,
- mindestens einen Filter im Strahlengang zwischen der mindestens einen Anode und dem mindestens einen Röntgendetektor vor dem Patienten, der das verwendete Energiespektrum modifiziert, wobei der Patient. zur Erzeugung von Detektordaten für die Röntgendarstellung eine Dosis absorbiert und die Röntgendarstellung einen CNR-Wert aufweist, der das Verhältnis von maximalem Kontrast zwischen mit Kontrastmittel angereichertem und umgebenden Geweben im Bild zum Rauschen darstellt,
- mindestens einen Rechenprozessor mit mindestens einem Speicher, in dem Computerprogramme mit Rechen- und Steueranwei- sungen zur Ausführung gespeichert sind, die im Betrieb das Röntgensystem steuern und aus empfangenen Detektordaten Rönt- gendarstellungen erzeugen,
wobei erfindungsgemäß
- mindestens ein Computerprogramm gespeichert ist, Welches die Verfährensschritte eines der voranstehenden Verfahren im Betrieb ausführt.
Bei dem Röntgensystem kann es sich beispielsweise um ein C- Bogen-System, ein Computertomographiesystem, oder auch um ein System zur Erzeugung ausschließlich projektiver Röntgendarstellungen handeln.
Zum Rahmen der Erfindung zählt außerdem die Anwendung eines der oben beschriebenen Röntgensysteme :
- in der CT-Angiographie zur Reduktion der im Patienten deponierten Strahlendosis;
- in der CT-Angiographie zur Erhöhung der Bildqualität und damit der diagnostischen Aussagekraft vor allem in der Koronarangiographie und in der Angiographie kleinere und peripherer Gefäße;
- in der dynamischen kontrastmittelgestützten CT-Bildgebung, wie Multiphasen-Leberdiagnostik, Hirnperfusion, Tumorperfusion oder Myocardperfusion zur Reduktion der im Patienten deponierten Strahlendosis; - in der dynamischen kontrastmittelgestützten CT-Bildgebung, wie Multiphasen-Leberdiagnostik, Hirnperfusion, Tumorperfusion oder Myocardperfusion zur Erhöhung der Bildqualität und damit der Genauigkeit daraus abgeleiteter funktioneller Parameter; - in der kontrastmittelgestützten CT-Tumordiagnostik zur Reduktion der im Patienten deponierten Strahlendosis;
- in der kontrastmittelgestützten CT-Tumordiagnostik zur Erhöhung der Bildqualität und damit der diagnostischen Aussagekraft;
- in der kontrastmittelgestützten CT-Bildgebung zur Reduktion der Kontrastmitteldosis, vor allem bei niereninsuffizienten Patienten oder Patienten mit Kontrastmittelunverträglichkeiten;
- bei einer Dual-Energy-CT-Untersuchung eines Patienten, wobei der Patient ein oder mehrere Kontrastmittel mit unterschiedlichen Ordnungszahlen gleichzeitig oder nacheinander aufweist.
Im Folgenden wird die Erfindung mit Hilfe der Figuren näher beschrieben, wobei nur die zum Verständnis der Erfindung not- wendigen Merkmale dargestellt sind. Es werden folgende Bezugszeichen und Variablen verwendet: 1: Zusatzfilter; 2: Fokus; 3: Formfilter; 4: Blenden; 5: Detektor; 6: Steuer- und Rechensystem; 7: Strahlenbündel; Cl : CT-System; C2: Röntgenröhre; C3: Detektor; C : Röntgenröhre; C4.1: Zusatzfilter; C5: Detektor; C6: Gantrygehäuse; C7 : C-Bogen; C8 : Patiententisch; C9: Systemachse; C10: Steuer- und Rechensystem; Cll : Kontrastmittelapplikator; CNR: Kontrast-zu-Rausch-Verhältnis; DY:_ Strahlendosis; Dy(norm) : Normierungsfaktor der Strahlungsdosis; DK: Kontrastmitteldosis; DK(norni) : Normierungsfaktor der Kontrastmitteldosis; P: Patient; Prgi-Prgn: Computerprogramme; U: Beschleunigungsspannung.
Es zeigen im Einzelnen: FIG 1 Photonenspektra einer CT-Röhre in Abhängigkeit der
Röhrenspannung . Änderung der spektralen Filtercharakteristik durch das Filtermaterial . Simulationen basierend auf 120 kV Ausgangspektrum und 0,5 mm Bismut bzw. 0,5 mm Blei Filterung und 15 cm Gewebeabsorption. Änderung der spektralen Filtercharakteristik durch die Dicke des Filtermaterials. Simulationen basierend auf 120 kV Ausgangspektrum und 0,2 mm bzw. 0,8 mm Blei Filterung und 15 cm Gewebeabsorption, Änderung spektralen Filtercharakteristik durch die Röhrenspannung. Simulationen basierend auf Ausgangspektra bei 140, 120, 100 bzw. 80 kV und 0,5 mm Blei Filterung und 15 cm Gewebeabsorption. Massenschwächungskoeffizienten für die Elemente Hafnium, Tantal, Wolfram und Rhenium. Photonenspektrum mit und ohne Blei-Filter. Simulatio- nen basierend auf 140 kV Ausgangsspektrum und 1 mm
Blei Filterung und 15 cm Gewebeabsorption. Überlagert ist der Massenschwächungskoeffizient für Wolfram dargestellt. Photonenspektrum mit und ohne Zinn-Filter. Simulationen basierend auf 140 kV Ausgangsspektrum und 1 mm Zinn Filterung und 15 cm Gewebeabsorption. Überlagert ist der Massenschwächungskoeffizient für Wolfram dargestellt. Schematische Darstellung eines CT-Systems mit einer Röntgenquelle und einem Detektor.
Kontrastmittelverstärkte CT-Untersuchung an der Ratte mit einer wolframhaltigen Substanz: ohne Zusatzfilter (FIG 9A, 9B) und mit zusätzlicher 0.25 mm Blei-Filterung (FIG 9C, 9D) ; Zeit-Signal-Kurve gemessen in der Aorta (FIG 9A, 9C) CT-Aufnahme im Peak des Kontrast- mittelbolus {FIG 9B, 9D) .
FIG 10- FIG 13 Darstellungen des Verlaufs der Optimierungsgröße
CNR£/DY für die Kontrastmittel Jod und Wolfram bei verschiedenen Dicken des Zusatzfilters aus Blei.
FIG 14 Schematische Darstellung eines CT-Systems mit zwei
Strahler-/Detektorsystemen .
FIG 15 Schematische Darstellung eines C-Bogen-Systems mit einer Röntgenquelle und einem Detektor. Die Figuren 1- bis 7 zeigen beispielhafte typische Röntgenspektren und den Einfluss unterschiedlicher Filterungen durch Zusatzfilter mit verschiedenen Materialien auf diese Röntgenspektren mit der Möglichkeit einer gezielten Verstärkung der wesentlichen bildgebenden Strahlungsanteile auf begrenzte Energiebereiche, in denen optimiert ausgewählte Kontrastmittelelemente maximale Absorption zeigen.
Ein typischer Aufbau eines erfindungsgemäßen Röntgensystems ist in der Figur 8 dargestellt. Dieses Röntgensystem weist eine Röntgenröhre mit einem Fokus 2 auf einer Anode auf, von dem Röntgenstrahlung in einem Strahlengang 7 ausgesandt wird. Diese Röntgenstrahlung passiert zunächst ein Formfilter 3, wird anschließend durch ein variierbares Zusatzfilter 1 spektral modifiziert und durch Blenden 4 begrenzt auf einen Detektor 5 gerichtet. Im Strahlenbündel 7 befindet sich bei der Durchführung des Verfahrens ein hier nicht näher dargestellter Patient mit inkorporiertem Kontrastmittel, so dass mit Hilfe des Detektors 5 die Absorptionseigenschaften des Patienten gemessen werden können. Zur Variation des Zusatz- filters können beispielsweise unterschiedlich dicke Filterschichten oder unterschiedliche Filtermaterialien eingesetzt werden. Die Steuerung des Röntgensystems einschließlich der erfindungsgemäßen Optimierungsvorgänge und auch die Eingabe beziehungsweise Ermittlung unveränderbarer Untersuchungsparameter wie auch die Ausgabe von Vorschlägen für optimierte Ei'nstellungsparameter oder deren automatische Auswahl und Einstellung können durch das Steuer- und Rechensystem 6 er- folgen.
Die Figuren 9A bis 9D zeigen eine kontrastmittelverstärkte CT-Untersuchung gemäß des weiter unten geschilderten Beispiels 2 an der Ratte mit einem wolframhaltigen Kontrastmittel, wobei die Figuren 9A und 9B einen CT-Signal-Verlauf beziehungsweise eine CT-Aufnahme ohne Zusatzfilter darstellen und die Figuren 9C und 9D einen CT-Signal-Verlauf beziehungsweise eine CT-Aufnahme mit zusätzlicher 0.25 mm Blei-Filterung zeigen. Die Figuren 9A und 9C zeigen dabei jeweils den zeitlichen Verlauf des CT-Signals in CT-Werten normiert nach Hounsfield (HU) in der Aorta und die Figuren 9B und 9D zeigen je eine CT-Aufnahme im Peak des Kontrastmittelbolus .
In den Figuren 10 bis 13 sind zum besseren Verständnis der Erfindung die zu optimierenden Verhältnisse von Rauschen zu Strahlungsdosis (CNR2/DY) bei einer vorgegebenen Dosis eines Kontrastmittels auf Wolfram-Basis (Figuren 10 und 11) beziehungsweise Jod-Basis (Figuren 12 und 13) mit variierenden Dicken eines Zusatzfilters aus Blei bei verschiedenen Beschleu- nigungsspannungen U über unterschiedliche Patientendicken, hier Messungen am wassergefüllten Phantom, aufgetragen. In diesen Phantommessungen wurde jeweils eine Kontrastmittelkonzentration DK von 50 mmol Kontrastmittel pro Liter Wasser im Phantom bei einer Beschleunigungsspannung U zwischen 80 kv und 150 kv verwendet. Man erkennt unschwer, dass das Optimum des CNR2 /Dy-Wertes keinem einfachen Zusammenhang folgt und von der verwendeten Beschleunigungsspannung, dem Kontrastmittel, der Filterung und der Patientendicke und auch deren Kombination untereinander abhängt.
Die Figur 14 zeigt ein Röntgensystem in Ausbildung eines CT- Systems Cl zur Anwendung des erfindungsgemäßen Verfahrens, insbesondere durch Ausführung von Computerprogrammen Prgi-Prgn auf einem Steuer- und Rechensystem CIO beim Betrieb des CT-Systems Cl. Das CT-System Cl besteht in der hier gezeigten Ausführung aus einem Gantrygehäuse C6 mit darin auf der Gantry integrierten zwei Strahler-Detektor-Systemen aus je einer Röntgenröhre C2 beziehungsweise C4 mit jeweils einem gegenüberliegend angeordnetem Detektor C3 beziehungsweise C5. Zur Abtastung wird ein Patient P mit Hilfe eines Patiententisches C8 intervallartig oder kontinuierlich entlang der Systemachse C9 durch die Strahlengänge der beiden Strahler- Detektor-Systeme verfahren und dabei abgetastet. Dabei kann zunächst die Dicke des Patienten im Abtastbereich bestimmt werden und auf der Basis dieser Dicke und auf der Basis vor¬ hergehender Tests an Phantomen oder zuvor durchgeführter Simulationen oder auch auf der Basis bereits vorhandener realer Abtastergebnisse eine optimale Kombination aus inkorporiertem Kontrastmittel und verwendetem Strahlungsspektrum ausgewählt werden. Hierbei wird das Strahlungsspektrum durch entsprechende Auswahl von Zusatzfiltern C2.1 beziehungsweise C4.1, die zwischen Strahler und Patient im Strahlengang eingesetzt werden, das am Fokus erzeugte Strahlungsspektrum so modifiziert, dass eine optimale Anpassung des spektralen Schwerpunkts des Röntgenspektrums an das Absorptionsmaximum des verwendeten Kontrastmittels stattfindet. Das im Patienten in¬ korporierte Kontrastmittel kann zum Beispiel durch automati- sehe Applikation mit dem Kontrastmittelapplikator Cll erfolgen.
In einer besonders günstigen Ausführung des Röntgensystems kann die Variation der Zusatzfilter C2.1 und C .1 mit Hilfe automatisch ein- und ausfahrender Filter unterschiedlicher Dicke und unterschiedlichen Materials geschehen.
Alternativ kann auch als Röntgensystem ein C-Bogen-System Cl verwendet werden, wie es in der Figur 15 dargestellt ist. Dieses weist ein Gehäuse C6 auf, an dem ein beweglicher C- Bogen C7 angelenkt ist. An den beiden Enden des C-Bogens C7 befindet sich eine Röntgenröhre C2 und ein gegenüberliegender Flachdetektor C3. Vor der Röntgenröhre C2 ist ein Zusatzfil- tersystem C2.1 angebracht, in dem unterschiedliche Zusatzfilter mit Hilfe eines Revolversystems automatisch gesteuert in den Strahlengang eingebracht werden können. Zur Untersuchung wird der C-Bogen. C7 so angeordnet, dass der auf der Patien- tenliege C8 befindliche Patient P sich im Strahlengang befindet und abgetastet werden kann. Alternativ kann auch der C- Bogen einen Schwenk während der Abtastung ausführen, so dass Projektionen aus einer Vielzahl von Projektionswinkeln aufgenommen werden und eine tomographische Bildrekonstruktion aus- geführt werden kann. Auch hier kann das Kontrastmittel mit einem Kontrastmittelapplikator Cll inkorporiert werden. Die notwendigen Berechnungen und die Steuerung des Systems werden mit den Steuer- und Rechensystem CIO durch Ablauf der Computerprogramme Prgi-Prgn im Betrieb des Systems ausgeführt.
Beispiele :
Beispiel 1 : In-vitro Messungen Ein klinisches CT-Gerät (Siemens .Volume Zoom, Siemens Healthcare, Erlangen) wurde mit einem Zusatzfilter aus verschiedenen Materialien (Pb, Sn) und Filterstärken (0.25 mm, 0.5 mm, 0.7 mm) ausgestattet. Diese Filter wurden aus Metallfolien (Goodfellow GmbH, Bad Neuheim, Deutschland) mit den entspre- chenden Stärken hergestellt und zwischen zwei dünnen Kunststoffträgern im Blendenkasten befestigt. Der Strahlengang ist somit komplett abgedeckt, so dass nur gefilterte Strahlung emittiert wird. Das CT-Gerät konnte somit uneingeschränkt zur Bildgebung genutzt werden. Die experimentellen Bedingungen wurden möglicht realistisch einer Patientenuntersuchung ange- passt. Zur Simulation eines Patienten wurde ein anthropomor- phes Abdomenphantom aus gewebeäquivalentem Kunststoff verwendet (QRM GmbH, Möhrendorf, Deutschland) . Exemplarisch für Kontrastmittel anreichernde Gewebe wurden Wolfram und Jod Kon- trastmittelproben (10 mgX/ml) in den entsprechenden Einschuben des Phantoms platziert. Als Referenz diente eine Wasserprobe. In Tabelle Bl sind die in Bezug auf Wasser bestimmten HU-Werte für Wolfram bei unterschiedlichen Zusatzfiltern dargestellt. Bei Blei-Filterung wurde eine Zunahme der HU-Werte bei allen Röhrenspannungen gemessen, beim Sn-Filter eine Zunahme nur bei 80 kV.
Tabelle Bl : CT-Signale in Hounsfield Einheiten [AHU] für
Wolfram Kontrastmittelprobe ohne (0 mm) und mit Zusatzfiltern
(0.25 mm Pb, 0 .5 mm Pb, 0.5 mm Sn, 0.7 mm Sn) bei 80, 120 und
140 kV.
CT-Absorption [ΔΗϋ] für Wolfram (10 mg/ml)
Spannung [kV] 0 mm 0.25 mm Pb 0.5 mm Pb 0.5 mm Sn 0.7 mm Sn
80 298 309 347 332 354
120 308 336 316 305 301
140 281 293 326 257 249
In Tabelle B2 sind die in Bezug auf Wasser bestimmten HU-Werte für Jod bei unterschiedlichen Zusatzfiltern dargestellt. Die Verwendung von Zusatzfiltern führt immer zu einer Abnahme der HU-Werte.
Tabelle B2 : CT-Signale in Hounsfield Einheiten [ΔΗϋ] für eine Jod Kontrastmittelprobe ohne (0 mm) und mit Zusatzfiltern
(0.25 mm Pb, C .5 mm Pb, 0.5 mm Sn, 0.7 mm Sn) bei 80, 120 und
140 kV.
CT-Absorption [ΔΗυ] für Jod (10 mg/ml)
Spannung [kV] 0 mm 0.25 mm Pb 0.5 mm Pb 0.5 mm Sn 0.7 mm Sn
80 424 336 296 316 301
120 251 224 225 159 142
140 208 181 180 125 112
Bei Verwendung eines Blei-Zusatzfilters wurde eine Zunahme der Absorption von Wolfram um 9.2% / 2.7% (120 kV) und 4.4% /
15.9% (140 kV) Hounsfield Einheiten (HU) bei Filterdicken von 0.25 mm bzw. 0.5 mm im Vergleich zur Messung ohne Zusatzfilter bestimmt. Gleichzeitig nahm das Jodsignal um 10.7% / 10.3% {120 kV) und 12.9% / 13.5% {140 kV) bei Filterdicken von 0.25 • mm bzw. 0.5 mm Pb ab. Bei 80 kV wurde ein Anstieg der Wolfram HU um 3.6% (0.25mm Pb), 16.4% (0.5mm Pb) , 11.30% (0.5mm Sn) und 18.8% {0.7mm Sn) beobachtet. Das Jodsignal nahm um 20.6% (0.25mm Pb) , 30.0% (0,5mm Pb) , 25.4% (0.5mm Sn) bzw. 28.9% (0.7mm Sn) ab.
Neben der Zunahme der Absorption von Röntgenstrahlung durch das Kontrastmittel führt die Verwendung von Zusatzfiltern zu einer Abnahme der eingetragenen Strahlendosis. Die Strahlendosis wurde mit einer Ionisationskammer {PTW 31010, PTW, Freiburg, Deutschland) , kalibriert auf die Wasserenergiedosis, bestimmt.' Dazu wurde die Kammer in den Einschub des Phantoms platziert und das entsprechende Bildraüschen in den rekon- struierten CT-Bildern bestimmt. Das Bildrauschen wurde über die Standardabweichung einer homogenen Region (Phantom bzw. Kontrastmittel-Probe)- bestimmt . Bei identischer Strahlendosis führt die Verwendung eines Zusatzfilters zu einer Abnahme des Rausch-Pegels. Dieser Effekt ist unabhängig von der Röhren- Spannung. Es wurde bei identischer Strahlendosis eine Reduktion des Bildrauschens um 11.4% (0.25mm Pb) , 3% (0.5mm Pb.) , 15.5% (0.5mm Sn) und 16.3% (0.7mm Sn) bestimmt.
Aus den Absorptionsdaten und den Dosismessungen wurde das CNR- zu-Dosis-Verhältnis für alle verwendeten Filter bestimmt. Im
Vergleich zu den Messungen ohne Zusatzfilter wurde für Wolfram eine Zunahme des CNR-zu-Dosis-Verhältnisses , mit Ausnahme der Kombination 120 kV / 0.5 mm Pb, bestimmt. Dieser Anstieg kann zu einer Reduktion der Strahlendosis bei identischer Bild- qualität {CNR) genutzt werden. Tabelle B3 zeigt die dafür notwendige relative Strahlendosis. Bei 120 kV und 0.25 mm Pb Filterung kann ein identisches CNR mit 66% der Strahlendosis- ohne Zusatzfilterung erzielt werden. Tabelle B3 : Relative Strahlendosis bei konstantem CNR für eine Wolf am Kontrastmittelprobe ohne · (0 mm) und mit Zusatzfiltern (0.25 mm Pb, 0.5 mm Pb, 0.5 mm Sn, 0.7 mm Sn) bei 80, 120 und 140 kV. Relative Strahlendosis für Wolfram {CNR konstant)
Spannung V] O mm 0.25 mm Pb 0.5 min Pb 0.5 mm Sn 0.7 mm Sn
80 1 0.80 0.79 0.65 0.54
120 1 0.66 1.03 0.83 0.82
140 1 0.73 0.71 0.99 1.00
Für jodhaltige Kontrastmittel steigt die Strahlendosis bei Verwendung von Zusatzfiltern hingegen an. Tabelle B4 zeigt die für ein identisches CNR notwendige relative Strahlendosis.
Tabelle B : Relative Strahlendosis bei konstantem CNR für eine Jod Kontrastmittelprobe ohne (0 mm) und mit Zusatzfiltern
(0.25 mm Pbr 0.5 mm Pb, 0.5 mm Sn, 0.7 mm Sn) bei 80, 120 und 140 kV.
Relative Strahlendosis für Jod (CNR konstant) Spannung [kV] 0 mm 0.25 mm Pb 0.5 mm Pb 0.5 mm Sn 0.7 mm Sn 80 1 1.38 2.39 1.52 1.63
120 1 1.09 1.54 2.84 4.05
140 1 1.18 1.56 3.73 5.17
Beispiel 2 : In-vivo Messungen Ein klinisches CT-Gerät (Siemens Volume Zoom, Siemens Healthcare, Erlangen) wurde mit einem Zusatzfilter aus 0.25 mm Pb ausgestattet. Dieser Filter wurde aus einer Pb-Metallfolie (Goodfellow GmbH, Bad Neuheim, Deutschland) hergestellt und zwischen zwei dünnen Kunststoffträgern im Blendenkasten des CT-Gerätes befestigt. Der Strahlengang ist somit komplett abgedeckt, so dass nur gefilterte Strahlung emittiert wird.
Das CT-Gerät konnte somit uneingeschränkt zur Bildgebung genutzt werden. Zur Bildgebung wurde eine narkotisierte Ratte verwendet. Als Kontrastmittel-Substanz wurde eine wolfram- haltige Verbindung (W3O2 - Nona-Acetat) verwendet, die in der Druckschrift WO 97/03994 beschrieben wird. Diese wurde intravenös über die Schwanzvene mittels einer Infusionspumpe mit einer Flussrate von 0.8 ml/s appliziert. Die Kontrastmittel- Dosis betrug 300 mgW/kg Körpergewicht. Simultan zur Kontrastmittel-Applikation wurde eine dynamische CT-Messung über 20s gestartet mit welcher der Kontrastmittelbolus auf Thoraxhöhe zeitlich erfasst wurde. Dazu wurde alle 0.8s ein CT-Bild an identischer Schichtposition rekonstruiert. Diese Messung wurde mit und ohne Pb-Zusatzfilter durchgeführt.. Der zeitliche Ab¬ stand zwischen den Messungen betrug 24 h um eine vollständige Elimination der Substanz sicherzustellen. Die CT-Röhrenspan- nung betrug 120 kV bei einem mAs-Produkt von 625 mAs (mit 0.25 mm Pb) bzw. 231 mAs (ohne .Zusatzfilter). Die mAs-Ein- stellungen wurden auf der Grundlage der vorausgehenden Phantomexperimente, beschrieben in Beispiel 1, gewählt. Die Messung der Strahlendosis erfolgte mit einer Ionisationskammer (PTW 31010, PTW, Freiburg, Deutschland) direkt neben dem Tier. Bei Verwendung des Blei-Zusatzfilters wurde eine Dosis von
93.7 mGy gemessen, ohne Filter 130.2 mGy. Zur Datennachverar- beitung wurde die Zeit-Signal-Kurve in- der Aorta und im Muskel bestimmt. Tabelle B5 zeigt die HU-Werte während des Peaks des Kontrastmittelbolus in Aorta und Muskel. Die Standardabwei- chung der homogenen Gewebesignale diente zur Bestimmung des Rauschpegels. Das bestimmte CNR zwischen Aorta und umgebenden Muskelgewebe war bei der Verwendung des Zusatzfilters geringfügig höher als ohne- Filter, obwohl nur- 72% der Strahlendosis zur Bildgenerierung verwendet wurden. Dieses Ergebnis ist in guter Übereinstimmung mit den in-virto Messungen (Beispiel 1) , bei denen mit einer Strahlendosis von 66% ein identisches CNR erzeugt werden kann (120 kV, 0.25 mm Pb-Filter) .
Tabelle B5: Quantitative Auswertung der CT-Messungen mit (0.25 mm Pb) und ohne (0 mm Pb) Zusatzfilter: Signal in der Aorta
(Ξ1) , Rauschen in der Aorta (Rl) , Signal im Muskel (S2) , Rauschen im Muskel (R2) , berechnetes Kontrast-zü-Rausch-Verhält- nis (CNR) und gemessene Strahlendosis (Dosis) .
Pb-Filter Sl Rl S2 R2 CNR Dosis
[HU] [HU] [HU] [HU] [mGy]
0 mm 745 16.9 56.1 9.0 36.3 130.2
0.25 mm 889 19.2 53.6 8.7 40.1 93.7 Insgesamt wird also ein Verfahren zur Erzeugung mindestens einer Röntgendarstellung eines Patienten mit inkorporiertem Kontrastmittel unter Verwendung von Röntgenstrahlung mit ei- nem Energiespektrum und eines Röntgendetektors vorgestellt, wobei das verwendete Energiespektrum durch mindestens ein im Strahlengang vor dem Patienten angeordnetes erstes Filter modifiziert wird, der Patient zur Erzeugung von Detektordaten für die Röntgendarstellung eine Dosis absorbiert und die Röntgendarstellung einen CNR-Wert aufweist, der das Verhält¬ nis von maximalem Kontrast im Bild zum Rauschen darstellt, wobei erfindungsgemäß das Energiespektrum und das Kontrastmittel unter Berücksichtigung der zu durchstrahlenden Dicke des Patienten durch ein Zusatzfilter derart aufeinander abge- stimmt werden, dass ein Optimierungskriterium, das aus einer versuchsweise erzeugten oder simulierten Röntgendarstellung entnommen wird, maximiert wird.
Außerdem wird auch ein Röntgensystem zur Erzeugung mindestens einer Röntgendarstellung eines Patienten mit inkorporiertem
Kontrastmittel unter Durchführung des oben beschriebenen Ver¬ fahrens und die Anwendung des erfindungsgemäßen Röntgensys- tems bei verschiedenen Untersuchungen vorgeschlagen. Obwohl die Erfindung im Detail durch das bevorzugte Ausführungsbeispiel näher illustriert und beschrieben wurde, so ist die Erfindung nicht durch die offenbarten Beispiele eingeschränkt und andere Variationen können vom Fachmann hieraus abgeleitet werden, ohne den Schutzumfang der Erfindung zu verlassen.

Claims

Patentansprüche
1. Verfahren zur Erzeugung mindestens einer Röntgendarstellung eines Patienten (P) mit inkorporiertem Kon- trastmittel unter Verwendung einer auf einer Anode erzeugten Röntgenstrahlung mit einem Energiespektrum aus Bremsstrahlung und charakteristischer Strahlung und eines Röntgendetektors , wobei das verwendete Energiespektrum durch mindestens ein im Strahlengang (7) vor dem Patienten (P) angeordnetes erstes Filter (3) modi¬ fiziert wird, der Patient (P) zur Erzeugung von Detektordaten für die Röntgendarstellung eine Dosis absorbiert und die Röntgendarstellung einen CNR-Wert aufweist, der das Verhältnis von maximalem Kontrast im Bild zum Rauschen darstellt,
da du r ch ge ken n z e i chne t , dass
das Energiespektrum und das Kontrastmittel unter Berücksichtigung der zu durchstrahlenden Dicke des Pati¬ enten (P) durch ein Zusatzfilter (1) derart aufeinander abgestimmt werden, dass ein Optimierungskriterium, das aus einer versuchsweise erzeugten oder simulierten Röntgendarstellung entnommen wird, maximiert wird.
2. Verfahren gemäß dem voranstehenden Patentanspruch 1, da du r ch g e ke nn ze i chne t , dass als Opti¬ mierungskriterium ein Verhältnis (CNR2/DV) aus dem Quadrat des Kontrast-zu-Rausch-Verhältnisses {CNR3 ) der Röntgendarstellung des Patienten -und der vom Patienten für diese Röntgendarstellung absorbierten Dosis (DY) maximiert wird.
3. Verfahren gemäß dem voranstehenden Patentanspruch 1, dadu rch ge ken n z e i chne t , dass als Opti¬ mierungskriterium ein Verhältnis (CNR/D ) aus dem Kon- trast-zu-Rausch-Verhältnis (CNR) der Röntgendarstellung des Patienten (P) und der im Patienten (P) inkorporier¬ ten Kontrastmitteldosis (DK) maximiert wird. Verfahren nach einem der voranstehenden Patentansprüche 1 bis 3, dadurch gekennzeichnet , dass eine Kombination aus vornehmlich absorbierendem Material des Zusatzf lters (1) und vornehmlich kontrastierendem Material des Kontrastmittels derart gewählt wird, dass die k-Kante des absorbierenden Materials des Zusatzfilters (1) energetisch über dem vornehmlich kontrastierenden Material des Kontrastmittels liegt.
Verfahren nach den Ansprüchen 1 bis 4, dadurch gekennzeichnet , dass unter Verwendung einer Logikschaltung oder Logikprogrammierung nach Bestimmung oder Eingabe unveränderlicher Aufnahmeparameter mindestens ein weiterer variierbarer Aufnahmeparameter vorgeschlagen oder automatisch eingestellt wird.
Verfahren gemäß dem voranstehenden Patentanspruch 5, dadurch gekennzeichnet , dass als unveränderlicher Aufnahmeparameter mindestens einer der Parameter der folgenden Liste gilt: Patientendurchmesser, Kontrastmitteldosierung, Material beziehungsweise Element des Kontrastmittels, CNR, vorgegebene zu applizie rende Patientendosis.
Verfahren nach Anspruch 5 oder 6, dadurch gekennzeichnet , dass als variierbarer Aufnahmeparameter mindestens einer der Parameter der folgenden Liste gilt, soweit er nicht als unveränderbarer Aufnah meparameter ausgewählt wurde: maximale Photonenenergie Anodenmaterial, Material des Zusatzfilters, Dicke des Zusatzfilters, Material beziehungsweise Element des Kontrastmittels, Kontrastmitteldosierung, CNR, vorgege bene zu applizierende Patientendosis.
Verfahren gemäß einem der voranstehenden Patentansprüche 1 bis 7, dadurch gekennzeichnet, dass die Maximierung des Optimierungskriteriums dadurch er- folgt, dass die folgenden Verfahrensschritte ausgeführt werden :
8.1. Bestimmung der mittleren Dicke des Patienten (P) im
aufzunehmenden Bereich,
8.2. Einbringen von Testergebnissen von Aufnahmen mit mehreren unterschiedlichen Energiespektren unter Berücksichtigung der mittleren Dicke des Patienten (P) und Bestimmung zugehöriger CNR-Werte zwischen kontrastmittelfreiem Gewebe und kontrastmittelangereicherter Körper- flüssigkeit beziehungsweise Gewebe oder zwischen maximalen und minimalen Bildwerten der gesamten Darstellung des Patienten (P) ,
8.3. Auswahl einer Konstellation aus Energiespektrum und Kontrastmittel mit maximalem Wert für das Optimierungs- kriterium,
8. 4 . Einstellung dieser ausgewählten Konstellation, und
8.5. Erzeugung mindestens einer Projektion des Patienten mit der ausgewählten Konstellation. 9. Verfahren gemäß einem der voranstehenden Patentansprüche 1 bis 8, dadurch gekennze ichne t, dass unter Berücksichtigung der mittleren Dicke des Patienten (P) im Aufnahmebereich ausschließlich Konstellationen aus maximaler Energie des Energiespektrums, verwendetem Zusatzfiltermaterial und Kontrastmittel getestet werden, bei denen:
- die k-Kanten des Zusatzfiltermaterials zwischen dem Maximum des Bremsspektrums ohne Zusatzfilter und der Maximalenergie des Energiespektrums, und
- die k-Kanten des Kontrastmittels zwischen dem Maximum des Bremsspektrums ohne Zusatzfilter und den k-Kanten des Zusatzfiltermaterials liegen.
10. Verfahren gemäß einem der voranstehenden Patentan- sprüche 1 bis 9, dadurch gekennzeichnet, dass zur Variation des Energiespektrums für die Testergebnisse die maximale Energie des Energiespektrums variiert wird. Verfahren gemäß einem der voranstehenden Patentansprüche 1 bis 10, dadurch gekennzeichnet , dass zur Variation des Energiespektrums für die Tester gebnisse das Anodenmaterial variiert wird.
Verfahren gemäß einem der voranstehenden Patentansprüche 1 bis 11, dadurch gekennzeichnet , dass zur Variation des Energiespektrums für die Tester gebnisse die Schichtdicke mindestens eines im Strahlen gang vor dem Patienten angeordneten Zusatzfilters vari iert wird.
Verfahren gemäß einem der voranstehenden Patentansprüche 1 bis 12, dadurch gekennzeichnet , dass zur Variation des Energiespektrums für die Tester gebnisse das Material mindestens eines im Strahlengang vor dem Patienten (P) angeordneten Zusatzfilters (1) variiert wird.
Verfahren gemäß dem voranstehenden Patentanspruch 13, dadurch gekennzeichnet , dass zur Variation des Energiespektrums für die Testergebnisse als Zusatzfilter unterschiedliche Filter verwendet werden, deren Filtermaterial überwiegend aus mindestens einem der Materialien der folgenden Liste oder einer Kombination aus mehreren Materialien der folgenden Liste verwendet wird :
Iridium (Kernladungszahl Z=77) , Platin <Z=78), Gold (Z=79), Quecksilber (Z=80) , Blei (Z=82), Bismut (Z=83) .
Verfahren gemäß einem der voranstehenden Patentansprüche 1 bis 14, dadurch gekennzeichnet , dass für die Testergebnisse das kontrasterzeugende Material im Kontrastmittel variiert wird.
Verfahren gemäß dem voranstehenden Patentanspruch 15, dadurch gekennzeichnet , dass als kontrasterzeugendes Material im Kontrastmittel unterschiedliche Materialien oder Materialkombinationen aus folgenden Liste verwendet wird:
Rhenium (Kernladungszahl Z=75) , Hafnium (Z=72) , Tantal (Z=73) , Wolfram (Z=74) .
Verfahren gemäß dem voranstehenden Patentanspruch 16, dadurch gekennzeichnet, dass die Liste der kontrasterzeugenden Materialien außerdem enthält:
Elemente der Gruppe der Lanthanoiden (Kernladungszahl Z=58 bis 71) .
Verfahren gemäß einem der voranstehenden Patentansprüche 1 bis 17, dadurch gekennzeichnet, dass als Röntgendarstellung des Patienten (P) ein projektives Röntgenbild verwendet wird.
19. Verfahren gemäß einem der voranstehenden Patentan¬ sprüche 1 bis 17, dadurch gekennzeichnet, dass als Röntgendarstellung des Patienten (P) eine zwei- oder dreidimensionale tomographische Bilddarstel lung verwendet wird.
20. Verfahren gemäß einem der voranstehenden Patentansprüche 8 bis 19, dadurch gekennzeichnet, dass die mittlere Dicke des Patienten (P) im Aufnahme¬ bereich durch Erstellung mindestens eines Topogramms zumindest im Aufnahmebereich aus mindestens einer Projektionsrichtung ermittelt wird. 21. Verfahren gemäß einem der voranstehenden Patentansprüche 8 bis 20, dadurch gekennzeichnet, dass die mittlere Dicke des Patienten (P) im Aufnahme¬ bereich durch optische Abtastung (Laserscan oder mind. eine optische Aufnahme) zumindest im Aufnahmebereich ermittelt wird.
22. Verfahren gemäß einem der voranstehenden Patentan¬ sprüche 8 bis 21, dadurch gekennze ichnet , dass die mittlere Dicke des Patienten (P) im Aufnahmebereich auf der Basis einer Gewichts-, Größen- und optional einer Geschlechtsangabe geschätzt wird.
Verfahren zur Aufnahme von Röntgenaufnahmen in Kombination eines Röntgensystems mit Kontrastmitteln, worin das Kontrastmittel die Elemente Rhenium, Hafnium, Tantal oder Wolfram enthält, wobei das Kontrast-zu-Rausch- Verhältnis zwischen Kontrastmittel anreichernden Geweben und umgebenden Gewebe erhöht wird, dadurch gekennzeichnet , dass ein Zusatzfilter (1) , worin Elemente der Kernladungszahlen 77 (Iridium), 78 (Platin) , 79 (Gold), 80 (Quecksilber) , 82 (Blei) oder 83 (Bismut) verwendet werden, vor der Röntgenröhre in den Strahlengang gebracht wird, welcher die von der Röntgenröhre emittierte Strahlung spektral modifiziert.
Verfahren zur Aufnahme von Röntgenaufnahmen in Kombination eines Röntgensystems mit Kontrastmitteln, worin das Kontrastmittel mindestens eines der Elemente Rhenium, Hafnium, Tantal oder Wolfram enthält, dadurch gekennzeichnet , dass mindestens ein Zusatzfilter (1) , worin mindestens ein Element der Kernladungszahlen 77 (Iridium), 78 (Platin) , 79 (Gold), 80 (Quecksilber) , 82 (Blei) oder 83 (Bismut) vorliegt, verwendet wird, vor der Röntgenröhre in den Strahlengang gebracht wird, und das Zusatzfilter (1) die von der Röntgenröhre emit¬ tierte Strahlung spektral modifiziert, wobei rechnerge¬ stützte tomographische Bilder rekonstruiert werden und die Erhöhung des Bildkontrastes neben dem Anstieg der Bildqualität auch zur Reduktion der Strahlen- oder Kontrastmitteldosis genutzt wird.
Verfahren nach Anspruch 23 oder 24, wobei dieses in der CT-Angiographie, der dynamischen kontrastmittelverstärkten CT oder kontrastmittelverstärkten CT-Tumor- diagnostik genutzt wird. Röntgensystem (Cl) zur Erzeugung mindestens einer Röntgendarstellung eines Patienten (P) mit inkorporiertem Kontrastmittel, aufweisend:
mindestens eine Anode zur Erzeugung von Röntgenstrahlung mit einem Energiespektrum aus Bremsstrahlung und charakteristischer Strahlung,
mindestens einen Röntgendetektor (C3, C5) zur pixelweisen Messung der den Patienten (P) durchdrungenen Röntgenstrahlung,
mindestens einen Filter im Strahlengang ( 7 ) zwischen der mindestens einen Anode und dem mindestens einen Röntgendetektor (C3, C5) vor dem Patienten (P) , der das verwendete Energiespektrum modifiziert, wobei der Patienten zur Erzeugung von Detektordaten für die Röntgendarstellung eine Dosis absorbiert und die Röntgendarstellung einen CNR-Wert aufweist, der das Verhältnis von maximalem Kontrast im Bild zum Rauschen "darstellt, mindestens einen Rechenprozessor (CIO) mit mindestens einem Speicher, in dem Computerprogramme (Prgi-Prgn) mit Rechen- und Steueranweisungen zur Ausführung gespeichert sind, die im Betrieb das Röntgensystem (Cl) steuern und aus empfangenen Detektordaten Röntgendarstellungen erzeugen,
da du r ch ge kenn z e i chne t , dass
mindestens ein Computerprogramm (Prgi-Prgn) gespeichert ist, welches die Verfahrensschritte eines der voranste henden Verfahrensansprüche im Betrieb ausführt.
27. Röntgensystem gemäß dem voranstehenden Patentanspruch 26, dadurch gekennzeichnet , dass es ein C-
Bogen-System ist.
28. Röntgensystem gemäß dem voranstehenden Patentanspruch 26, dadurch gekennzeichnet , dass es ein Computertomographiesystem ist.
29. Röntgensystem gemäß dem voranstehenden Patentanspruch 26, dadurch gekennzeichnet, dass es ein System zur Erzeugung ausschließlich projektiver Röntgendarstellungen ist.
Anwendung eine Röntgensystems gemäß einem der Patentansprüche 26 bis 29 oder eines Verfahrens gemäß einem der voranstehenden Verf hrensansprüche in der CT-Angio- graphie zur Reduktion der im Patienten (P) deponierten Strahlendosis .
Anwendung eine Röntgensystems gemäß einem der Patentansprüche 26 bis 29 oder eines Verfahrens gemäß einem der voranstehenden Verfahrensansprüche in der CT-Angio- graphie zur Erhöhung der Bildqualität und damit der diagnostischen Aussagekraft vor allem in der Koronarangiographie und in der Angiographie kleinere und peripherer Gefäße.
Anwendung eine Röntgensystems gemäß einem der Patentansprüche 26 bis 29 oder eines Verfahrens gemäß einem der voranstehenden Verfahrensansprüche in der dynamischen kontrastmittelgestützten CT-Bildgebung, wie Multiphasen- Leberdiagnostik, Hirnperfusion, Tumorperfusion oder Myo- cardperfusion zur Reduktion der im Patienten {P) deponierten Strahlendosis.
Anwendung eine Röntgensystems gemäß einem der Patentansprüche 26 bis 29 oder eines Verfahrens gemäß einem der voranstehenden Verfahrensansprüche in der dynamischen kontrastmittelgestützten CT-Bildgebung, wie Multiphasen- Leberdiagnostik, Hirnperfusion, Tumorperfusion oder Myo- cardperfusion zur Erhöhung der Bildqualität und damit der Genauigkeit daraus abgeleiteter funktioneller Parameter .
Anwendung eine Röntgensystems gemäß einem der Patentansprüche 26 bis 29 oder eines Verfahrens gemäß einem der voranstehenden Verfahrensansprüche in der kontrastmit- telgestützten CT-Tumordiagnostik zur Reduktion der im Patienten <P) deponierten Strahlendosis.
Anwendung eine Röntgensystems gemäß einem der Patentansprüche 26 bis 29 oder eines Verfahrens gemäß einem der voranstehenden Verfahrensansprüche in der kontrastmit¬ telgestützten CT-Tumordiagnostik zur Erhöhung der Bildqualität und damit der diagnostischen Aussagekraft. 36. Anwendung eine Röntgensystems gemäß einem der Patentansprüche 26 bis 29 oder eines Verfahrens gemäß einem der voranstehenden Verfahrensansprüche in der kontrastmit¬ telgestützten CT-Bildgebung zur Reduktion der Kontrastmitteldosis, vor allem bei niereninsuffizienten Patienten oder Patienten mit Kontrastmittelunverträglichkeiten.
37. Anwendung eine Röntgensystems gemäß einem der Patentan¬ sprüche 26 bis 29 oder eines Verfahrens gemäß einem der voranstehenden Verfahrensansprüche bei einer Dual- Energy-CT-Untersuchung eines Patienten, wobei der Pati¬ ent (P) ein oder mehrere Kontrastmittel mit unterschied¬ lichen Ordnungszahlen gleichzeitig oder nacheinander aufweist .
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