用于产生造影剂支持的X射线图示的方法和X射线系统

摘要

本发明涉及一种用于产生具有注入的造影剂的患者（P）的至少一个X射线图示的方法，其使用X射线探测器和具有能量谱的X射线，其中，所使用的能量谱通过至少一个在射线途径（7）中布置在患者（P）前面的过滤器（3）来修改，为了产生对于X射线图示的探测器数据，患者（P）吸收一个剂量并且X射线图示具有CNR值，该值表示了在图像中最大对比度与噪声的比。按照本发明，将能量谱和造影剂在考虑患者（P）的待透射的厚度的条件下通过附加过滤器（1）这样互相调整，使得从按照实验产生的或仿真的X射线图示中获悉的优化标准得到最大化。此外，本发明还涉及一种用于在不同的检查中在执行上述方法和应用X射线系统的条件下产生具有注入的造影剂的患者（P）的至少一个X射线图示的X射线系统（C1）。

说明书

技术领域

本发明涉及一种用于产生具有注入的造影剂的患者的至少一个X射线图示 的方法，其使用X射线探测器和在阳极上产生的、具有韧致辐射和特征辐射的能 量谱的X射线，其中，所使用的能量谱通过至少一个在射线途径中布置在患者前 面的过滤器来修改，为了产生对于X射线图示的探测器数据，患者吸收一个剂量 并且X射线图示具有CNR值，该值表示了在图像中在软组织和造影剂之间的最大 对比度与噪声的比。此外，本发明还涉及一种用于产生具有注入的造影剂的患 者的至少一个X射线图示的X射线系统。

背景技术

在医学诊断中借助计算机断层造影非介入显示内部身体结构和器官是一种 广泛使用的方法。在此可以实现在骨和软组织之间的高的对比度。但是，在不 同的软组织之间的对比度由于小的吸收区别而仅有限地适用于诊断。因此，为 了提高特定身体结构及体液的对比度而应用造影剂。其包含强烈吸收X射线的元 素，以便由此实现与具有低吸收的周围组织的高的图像对比度。在借助X射线的 放射学成像中目前使用含碘的造影剂（KM）用于显示体液、器官和病理过程。 但是由于其吸收特性，在对于管电压>80kV的X射线诊断中，碘不是用于增强 对比度的最佳元素。这点特别地适用于计算机断层造影，在计算机断层造影中 目前使用直到140kV的管电压。在所使用的X射线辐射的能量范围中造影剂 （KM）的X射线密度随着造影剂元素的原子序数增加。因此，特别地对于CT讨 论更高的原子序数的造影剂的使用，作为吸收元素，除了镧系元素（Pietsch et.al  “Efficacy and safety of lanthanoids as X-ray contrast agents”in.Eur J Radiol,Epub  ahead of print2009;WO2007/051739）之外，还建议铪、铼、钽或钨（WO97/03994; WO97/03993）。但是，所有的造影剂尽管具有高的安全性特征还是都会出现不 期望的副作用。

尽管如此，目前为X射线诊断所使用的造影剂的最大部分基于碘作为衰减X 射线的主要成分。对此目前的设备技术是最佳的。在造影剂的元素选择时一般 的规则是，元素应当具有尽可能高的核电荷数，因为X射线吸收随着核电荷数强 烈增加。但是随着核电荷数增加，使用的元素的k边也移动到对于X射线的诊断 的能量窗。在高于k边的能量的情况下吸收突变地增加，从而X射线设备的设计 不再简单地在于，尽可能软的X射线辐射得到在水和造影剂之间的最好的对比 度。

发明内容

因此，本发明要解决的技术问题是，一方面，在同时改进的或至少相对于 现有技术来说没有恶化的图示的情况下，减小在拍摄X射线图示时施加的射线剂 量D_γ。此外，在待显示的区域中存在对造影剂的吸收的情况下应当将造影剂剂 量、也就是身体中的造影剂浓度尽可能降低。

该技术问题通过独立权利要求的特征解决。本发明的有利扩展是从属权利 要求的内容。

发明人已经认识到以下：

图示的品质或者说两个不同的组织类型或含有造影剂的组织与周围的没有 造影剂的组织的边界，可以定量地通过在两种组织类型或具有和没有造影剂的 组织之间的对比度-噪声比（=contrast to noise ratio=CNR）来描述。这从一种组 织类型的或者说含有造影剂的组织的图像信号S₁和图像噪声R₁以及另一种组织 类型或者说没有造影剂的组织的信号S₂和相应的噪声R₂得到。按照以下关系确 定：

$\mathrm{CNR}=\frac{S_1-S_2}{\sqrt{R_1^2+R_2^2}}$

在放射学诊断中在患者中输入的射线剂量应当尽可能小，以便不会使得患 者不必要地遭受离子射线。此外在身体中还应当呈现尽可能少的造影剂以便最 小化潜在的不期望的副作用。造影剂支持的X射线诊断的目的是在尽可能小的射 线剂量的情况下尽可能高的CNR。输入的射线剂量确定图像噪声。理论上成立 在射线剂量D_γ和图像噪声R₁或R₂之间的以下关系：

$R\propto \frac{1}{\sqrt{D_{\gamma }}}.$

也就是说在射线剂量减小的情况下图像的噪声提高，这最终导致CNR减小。 图像信号S₁的提高，例如通过基于对X射线辐射的过滤而提高造影剂吸收，导致 CNR的提高。

在恒定的图像质量、也就是在恒定的CNR的条件下，由此可以降低射线剂 量。特殊的过滤的X射线辐射和高的原子序数的造影剂的组合导致造影剂信号提 高并且导致图像噪声降低。由此产生的CNR增加可以被用于降低在诊断的图示 时的射线剂量。该原理在以下描述的例2中展示。

在放射诊断中使用的X射线是多色的，即，由X射线管产生的光子的波长和 由此的能量是不同的。从阳极发出的X射线的能量谱或光子谱通过阳极材料和使 用的管电压来规定（图1）。在CT中目前几乎仅使用钨阳极。在被透射的对象内 部所发射的光子谱发生变化，因为对X射线的吸收是取决于能量的并且发生与散 射的光子的叠加。该关系是复杂的并且不能通过简单的数学关系来描述。由此 光子谱例如取决于透射的体积、入射深度和组织组成而变化。KM的X射线密度 和由此图像信号通过形成对照的元素的衰减吸收、其局部浓度、结合在生理的 相互作用的位置的光子谱来确定。由此相应地还要考虑患者的实际上呈现的厚 度。

由于在低能量光子和组织之间的相互作用可能性，在光子谱中（在<50 keV的范围中）的低能量成分导虽然致剂量输入，但是仅一小部分对图像产生做 出贡献。由此，＞50keV的光子能量的使用在相同的射线剂量的情况下导致图像 噪声R₁或R₂的降低。蒙特卡洛仿真显示，为了在最小的剂量的条件下实现CT中 的高的软组织对比度，必须使用在70和140keV之间的范围中的光子能量 （Kalender et.al Application and patient size dependent optimization of x-ray spectra  for CT,Med.Phys.36(3)2009）。造影剂支持的CT与之相反，在所述造影剂支持 的CT中在35和70keV之间的光子能量提供最高的CNR-剂量-比（Kalender et.al  Application and patient size dependent optimization of x-ray spectra for CT,Med. Phys.36(3)2009）。在自然的和造影剂支持的CT拍摄之间的该差异归因于碘的特 异性吸收特性（在33keV时的k边）。在33keV至大约70keV的范围中碘的高吸收 在此克服低能量光子的不利的剂量效果。对于具有更高原子序数和由此更高的k 边能量的元素的造影剂，如镧系元素、Hf、Ta、Re或W，造影剂支持的CT的最 佳能量范围移动到在60keV和140keV之间的范围中的更高能量并且由此与对于 软组织对比度的最佳能量范围几乎相同。

本发明的核心思路由此在于，这样对所使用的能量谱进行调整和限制，使 得在考虑待透射的患者的和造影剂的厚度情况下，通过对过滤器材料、过滤器 厚度、加速电压（也就是韧致谱的最大能量）、阳极材料的调整，使得能量谱尽 可能仅位于对于对比度生成的最佳区域中。为此对该能量谱这样进行调整和限 制，使得实现关于CNR和剂量的尽可能高的效率。

因此，特别地建议一种用于对象（例如患者）的诊断的断层造影图示的X 射线系统，包含至少一个用于确定X射线辐射通过对象的衰减的X射线管-探测器 单元。从中可以重建计算机支持的断层造影图像。该系统包含至少一个在至少 一个X射线管前面的特殊的附加过滤器，其光谱地这样修改所发射的X射线，使 得对于积聚造影剂的组织引起（可通过对比度-噪声比量化的）图像对比度的提 高。图像对比度的提高除了能够提高图像质量之外还可以用于降低射线剂量或 造影剂剂量。

通过使用所提到的附加过滤器（其被插入到射线途径中），可以修改由X射 线管所发射的光子谱。由此该光子谱可以与造影剂支持的成像匹配。附加过滤 器由至少一个原子序数Z大于22（钛）的元素组成。具有在Z=77（铱）和Z=83 （铋）之间的更高核电荷数的元素特别地适合。附加过滤器可以由一种或多种 金属或由合金组成，特别是由薄片或封闭的汞组成。具有多个具有不同材料和 厚度的附加过滤器的X射线系统可以借助控制单元，根据应用和需要，将所述过 滤器自动地带入到射线途径中，以便实现光子谱中的最佳能量分布。

过滤器结合高原子序数的造影剂是本发明的内容。过滤器原则上导致辐射 的强度衰减并且导致低能量光子的相对成分降低。光谱的过滤器特征曲线通过 过滤器材料（图2）、过滤器厚度（图3）和管电压的选择（图4）来确定。关于 材料、厚度和管电压将过滤器优化到在最小的射线剂量下最大的CNR。在此， 要考虑造影剂元素的吸收特征曲线。包含了一个或多个具有核电荷数≥56的元 素、特别是包含了一个或多个来自于镧系元素的组的元素，例如Lu（Z=71），或 特别是元素铪（Z=72）、钽（Z=73）、钨（Z=74）或铼（Z=75）的造影剂是合适 的。附加过滤器的使用和造影剂中形成对照的元素的调整这样进行，即，附加 过滤器的材料具有比造影剂的形成对照的元素更高的原子序数并且由此附加过 滤器的k边超过形成对照的元素的k边5至40keV。

但是替换地，附加过滤器的使用和到造影剂中形成对照的元素的调整按照 如下形式也是可以的，即，附加过滤器的材料具有比造影剂的形成对照的元素 更低的原子序数。因此，特别有意义的是k边的能量，其中衰减系数突变地以大 约系数10增加（图5）。造影剂中形成对照的元素的k边能量对于镧系元素位于38.9 keV（La）和63.3keV（Lu）之间并且在63.5keV（Hf）、67.4keV（Ta）、69.5keV （W）及71.7keV（Re）处。在使用具有比形成对照的元素更高的k边能量的过 滤器材料的情况下具有超过造影剂元素的k边的能量的发射的光子的相对部分 增强。在此，过滤器材料的k边能量起相应的作用。在该能量情况下在过滤器中 吸收的光子发生突变的增加。由此具有超过k边的能量的光子从光子谱中被过滤 出。该效应的强度取决于过滤器的厚度（图3）。具有比造影剂元素更高的k边能 量的过滤器材料可以是理想的，因为由此在造影剂的和过滤器的k边之间的差范 围被选择性增加（图6）。k边能量随着原子序数而增加，过滤器材料由此应当具 有比形成对照的元素更高的原子序数。过滤器材料的以5至40keV更高的k边能 量是特别有效的。对于镧系元素例如Lu以及Hf、Ta、W、Re，要特别强调由铅 （在88.0keV情况下的k边）或铋（在90.5keV情况下的k边）构成的过滤器。具 有大于83（Bi）的原子序数的元素同样适合于作为过滤器，但是由于其放射性 而仅被有限使用。

一种替换的可能性是，使用具有比造影剂元素更小的原子序数的过滤器。 这些材料导致高能部分的相对提高，但是增强的光子能量部分地明显高于镧系 元素或Hf、Ta、W、Re的造影剂元素的最佳吸收范围（图7）。利用这些过滤器 增强造影剂吸收只能在<=100kV的小的管电压的情况下实现。

物理上通过使用所描述的附加过滤器可以首先提高造影剂的效率（吸收或 图像信号）并且其次减小图像噪声。吸收的提高基于光子谱到形成对照的元素 的光谱吸收特性的所描述的调整。图像噪声的降低基于过滤后的光子谱中低能 量光子的部分的减少。两个过程都有助于CNR的提高。单个过程的部分取决于 光谱的过滤器特征曲线并且由此取决于过滤器的材料和厚度以及所使用的管电 压。为了在造影剂增强的拍摄中优化光子谱在镧系元素以及元素Hf、Ta、W、 Re的情况下可以的是，通过附加过滤器提高造影剂的吸收。与之相反，在目前 可用的含碘的造影剂和在CT中所使用的>=80kV的电压的情况下吸收通过使用 附加过滤器越来越明显降低（例1）。该强烈的信号下降不能通过提到的降低图 像噪声来补偿，从而在使用附加过滤器的情况下在相同的射线剂量下CNR越来 越小或者说在恒定的CNR的情况下射线剂量越来越高（例1）。

按照本发明的CT系统在其基本结构方面可以是具有至少一个管/探测器系 统的常规的CT系统。但是也可以是C形臂或血管造影设备。X射线管可以包括60 至160kV的管电压的范围。探测器可以是能量积分的或光子计数的。除了目前在 CT系统中已经集成的、空间地修改扇形或锥形射线的形状过滤器，在本发明的 范围内附加地将附加过滤器带入射线途径中（图8）。该附加过滤器固定在X射线 管的输出端，例如在管保护壳体中或在光阑箱内部。附加过滤器按照与射线出 口60°至120°的角度，优选直角地安装。附加过滤器可以由一种或多种材料（金 属、合金）组成。过滤器由具有在亚mm或mm范围的厚度的薄片或封闭的汞组 成并且至少覆盖射线途径的诊断使用的横截面。

附加过滤器与迄今为止在CT设备中使用的硬化过滤器极大地通过其光谱 的过滤特性相区别。通过技术装置也可以考虑不同的过滤器的自动更换。由此 过滤器可以与不同的要求，例如正常体重的患者或多脂肪的患者匹配。过滤器 与管电压的组合也可以是具有优点的。过滤器在此既可以在材料上也可以在厚 度上不同。过滤器的选择或者通过操作者手动地或者自动地相应于规划的检查 来进行。待透射的体积、组织组成和造影剂元素在此是关键参数。自动的过滤 器选择可以固定地与检查协议（例如头部的血管造影）关联，在该检查协议中 对于过滤器选择预先定义了参数范围（透射的体积、组织组成、KM）。替换地， 合适的过滤器的确定也可以计算机支持地根据投影模式中的概览照片（定位片） 或者基于光学测量系统来进行。基于所述照片可以估计检查体积和组织组成并 且将相应的过滤器自动地移动到射线途径中。

利用目前可用的管技术，附加过滤器的使用基本上限于>=120kV的电压， 因为否则光子流对于定性的高质量的诊断成像是不充足的。过滤器厚度也受到 光子流限制。利用迄今为止的管技术并且在>=120kV电压的情况下最大直到 1mm的Pb或Bi过滤器厚度是实用的。在更小的管电压的情况下在目前的技术中 的管功率是对于使用附加的硬化过滤器的限制因素。在特殊的应用（例如儿科 CT拍摄）中或将来的具有提高的光子流的X射线管中，在此采用所提到的过滤 器也是可以的。

在CT设备技术中目前已经将过滤器用于空间的和光谱地修改X射线辐射。 它们与在此描述的过滤器既在其目的上也在其空间的和光谱的过滤器特征曲线 上并且主要在其k边能量上明显不同。用于空间建模的形状过滤器通常由塑料构 成并且具有特殊的几何形状。过滤器的目的是位置分辨地修改光子谱的强度。 由于更小的平均原子序数，光谱的修改相对小。

原则上在本发明的范围内可以使用设备和方法变形的以下例子：

可以这样构造附加过滤器，使得在过滤器中吸收对于造影剂支持的图像对 比来说不太有效的光子能量并且由此提高对于图像对比度有效的光子能量的部 分。附加过滤器可以由一种或多种金属或由合金组成。附加过滤器可以由薄片 或封闭的液态材料组成，其为了保证机械稳定性可以固定在载体上。附加过滤 器可以与X射线的出口成角度地，优选直角地并且空间上在X射线管的附近固 定，其中也可以通过角度调节来调节有效的过滤器厚度。在此附加过滤器应当 完全覆盖诊断的射线途径，从而其至少与在过滤器的位置上的诊断的射线途径 的横截面一样大。

X射线系统可以具有多个具有分别不同的材料和厚度的附加过滤器，其相 应于应用，特别是医学征兆，如CT血管造影、动态造影剂支持的CT，机电地通 过控制单元带入到射线途径中。也可以同时使用多个过滤器。

附加过滤器的选择可以通过X射线系统的操作者手动地进行，其中计算机 支持地通过操作控制台进行控制。

附加过滤器的选择可以半自动地相应于由操作者选择的检查协议、造影剂 或管电压来进行。替换地，过滤器的选择可以计算机支持地通过患者数据的说 明，诸如体重、身体区域或诊断设问来进行。从这些说明中软件支持地由系统 进行过滤器的选择。

过滤器的选择可以全自动地通过计算和控制单元进行。对于过滤器选择相 关的参数可以通过沿着检查区域的解剖的投影拍摄，基于沿着身体轴所测量的 衰减或通过光学的测量系统来进行。从这些参数中软件支持地由系统进行过滤 器的选择。

也这样建议造影剂与附加过滤器的材料和厚度的组合，即，在造影剂积聚 的目标区域中实现在X射线的能量分布和形成对照的元素的光谱的吸收特性之 间的高的一致性。

造影剂在此可以是一种或多种高原子序数（Z>56）的元素，其包含镧系元 素（镧至镥）、但是特别地包括元素铼、铪、钽或钨。所述材料的相应的k边的 能量位于38.9和90.5keV之间。

附加过滤器的过滤器特征曲线可以被调整到在要进行的检查中造影剂的光 谱的吸收特性，方法是，修改过滤器材料、过滤器厚度和管电压。

附加过滤器的材料可以具有如造影剂的形成对照的元素一样较高的原子序 数，以便由此选择性地增强在对于图像产生来说特别有效的、在形成对照的元 素的k边和过滤器的k边之间的能量范围中光子的相对部分。过滤器的k边超过形 成对照的元素的k边5至40keV。其主要包括元素铱、铂、金、汞、铊，但是特 别地包括铅和铋。过滤器材料的k边能量在该情况中位于至少38.9keV，特别有 效的是大于76keV的k边能量。

附加过滤器的材料可以具有与造影剂的形成对照的元素一样的较低的原子 序数，以便由此增强在管谱中高能量光子的部分。过滤器材料的原子序数在该 情况中大于22，相应的k边能量为至少5keV。

附加过滤器也可以包含由多种元素的组合。

按照本发明的X射线系统和高原子序数的造影剂与特殊的附加过滤器的组 合提高了在诊断的X射线成像中的对比度-噪声比。该优点可以用于提高图像质 量，用于降低在患者中沉积的射线剂量或者用于降低造影剂剂量。这些效果的 组合也是可能的。

为了利用通过在对于X射线诊断而使用的能量的范围中的k边形成的电势， 因此也建议一种对辐射预过滤的优化。在此已经认识到，重要的是，这样将X 射线能量加权，使得其主要位于造影剂元素的k边的范围中。此外已经认识到， 特别是具有位于造影剂的之上的k边的元素适合于这样的预过滤。示例地，发明 人为此建议铱、铂、金、汞、铅或铋。这些元素全都作为预过滤的特性，将X 射线的谱硬化并且由此比利用没有硬化的谱更好地利用k边的吸收特性。

但是X射线系统，诸如CT设备，还具有应当注意的其他边界条件。用户具 有改变管电压的可能性。此外检查对象部分地明显在直径方面不同，例如儿科 的或超重的患者是极端。两个因素主要影响有效的谱，从所述谱中在探测器中 综合信号。附录示出了根据造影剂、管电压、过滤器厚度和患者厚度仿真的示 例性的CNR²/D_γ曲线。这一系列变量中通过用户一般地确定造影剂的选择、管电 压和患者厚度。发明人由此建议，系统本身根据其他参数通过算法来确定过滤 器厚度。在此不同的模型是可能的：

1.系统仿真给定的参数以及从中确定最佳的过滤器厚度。

2.在系统中的表格，在所述表格中根据输入参数存储了最佳的过滤器厚 度。系统从中确定最佳的过滤器厚度。

由此如下的系统也属于本发明：在该系统中在光阑箱中可移动地提供由相 同的材料构成的具有不同的过滤器厚度的不同的过滤器。替换地，在一个系统 中也可以组合由不同的材料构成的多个过滤器。

此外还可以的是，系统在其过滤器可能性的范围内还向用户建议，何种造 影剂在何种电压下在给定的患者直径下得到最佳的剂量利用。

此外以下也在本发明的范围内：

-在CT血管造影中的应用以降低在患者中沉积的射线剂量；

-在CT血管造影中的应用以提高图像质量和由此主要在冠状血管造影中和 在更小的和外围的血管的血管造影中的诊断说服力；

-在动态的造影剂支持的CT成像中的应用，诸如多阶段-肝脏诊断、大脑灌 注、肿瘤灌注或心肌灌注，以降低在患者中沉积的射线剂量；

-在动态的造影剂支持的CT成像中的应用，诸如多阶段-肝脏诊断、大脑灌 注、肿瘤灌注或心肌灌注，以提高图像质量和由此从中导出的功能性参数的精 度；

-在造影剂支持的CT肿瘤诊断中的应用，以降低在患者中沉积的射线剂量；

-在造影剂支持的CT肿瘤诊断中的应用，以提高图像质量和由此的诊断说 服力；

-在造影剂支持的CT成像中的应用，以降低造影剂剂量，主要对于肾功能 不全的患者或具有造影剂不相容的患者；和

-一种应用，其中，为了在患者的双能量CT检查中使用，同时或先后施加 具有不同的原子序数的一种或多种造影剂。

在考虑上面描述的本发明基本思路的条件下发明人建议以下：

一种在使用X射线探测器和在阳极上产生的、具有韧致辐射的能量谱的X射 线和特征性射线的条件下用于产生具有注入的造影剂的患者的至少一个X射线 图示的方法，其中，所使用的能量谱通过至少一个在射线途径中布置在患者前 面的过滤器来修改，为了产生对于X射线图示的探测器数据，患者吸收一个剂量 并且X射线图示具有CNR值，该值表示了在图像中在软组织和造影剂之间的最大 对比度与噪声的比，其中，按照本发明在考虑患者的待透射的厚度的条件下将 能量谱和造影剂通过附加过滤器这样互相调整，使得从按照试验产生的或仿真 的X射线图示中获悉的优化标准得到最大化。

要指出，“第一过滤器”被理解为固定地在X射线管中或上布置的射线硬化 过滤器，其用于满足关于低能量X射线的吸收的法定的要求，所述低能量X射线 对于患者的成像不合适的，因为其在小的层厚就已经被吸收。这样的过滤器例 如也可以与X射线管的真空窗组合。“附加过滤器”的概念表示至少一个附加的 过滤器元件，其根据需要可以引入到射线途径中或去除，以便按照在此描述的 标准优化在患者前面的辐射的X射线谱。

作为优化标准，可以将患者的X射线图示的对比度-噪声比的平方（CNR²） 与由患者对于该X射线图示所吸收的剂量（D_γ）之比（CNR²/D_γ）最大化。

替换地或补充地，作为优化标准，可以将患者的X射线图示的对比度-噪声 比（CNR）与注入的造影剂剂量（D_K）之比（CNR/D_K）最大化。

在使用关于射线剂量和造影剂剂量的两个优化标准的情况下，可以将两个 优化标准标准化到尽可能相似的作用后作为乘积来组合，也就是例如使用两个 标准化的优化标准的乘积CNR²/(D_γ/D_γ(norm))×CNR/(D_K/D_K(norm))。在此，这样选 择标准化参量D_γ(norm)和D_K(norm)，即，对两个剂量的利用和风险进行权衡。例如， D_γ(norm)可以相应于按照§16（1）S.3（X射线条例）对于诊断的和介入的X射 线检查的剂量的参考值，并且D_K(norm)相应于各自的造影剂的专业信息（说明书） 的推荐的最大剂量。也就是这意味着，替代上面提到的分别涉及剂量的优化标 准，可以采用两个优化标准的前面提到的乘积并且由此也属于本发明的范围并 且也可以与下面描述的方法组合地使用。

还建议使用由附加过滤器的主要吸收的材料和造影剂的主要形成对照的材 料的组合，使得附加过滤器的吸收的材料的k边在能量上在造影剂的主要形成对 照的材料之上。

基于上面描述的方法，此外还建议自动地或半自动地进行该方法，使得为 了检查而定义不变的和可变的拍摄参数，其中以下列表中的参数中的至少一个 作为不变的拍摄参数：患者直径、造影剂剂量、造影剂的材料或者说元素、规 定的要施加的患者剂量、CNR。作为可变的拍摄参数，可以使用以下列表的参 数中的至少一个，只要其没有被作为不可变的拍摄参数选择：最大的光子能量、 阳极材料、附加过滤器的材料、附加过滤器的厚度、造影剂的材料或者说元素、 造影剂剂量、要施加的患者剂量、CNR。由此，对于按照本发明的方法的用户 来说在考虑规定的情况的条件下以简单的方式可以实现X射线系统的拍摄参数 的优化的调节。

此外发明人还建议，应当通过如下进行优化标准的最大化，即，实施以下 方法步骤：

-确定在待拍摄的区域中患者的平均厚度，

-引入例如来自于仿真、模体测试或基于经验值、在考虑患者的平均厚度 的条件下利用多个不同的能量谱的拍摄的测试结果，和确定在无造影剂的组织 和积聚了造影剂的体液或组织之间或在患者的整个图示的最大的和最小的图像 值之间的所属的CNR值，

-选择能量谱和造影剂的具有对于优化标准的最大的值的设置，

-调节所选择的设置，并且

-利用所选择的设置产生患者的至少一个投影。

此外有利的是，在考虑在拍摄区域中患者的平均厚度的条件下仅测试由能 量谱的最大能量、使用的附加过滤器材料和造影剂构成的设置，其中：

-附加过滤器材料的k边位于在没有附加过滤器的条件下的韧致谱的最大 值和能量谱的最大能量之间，和

-造影剂的k边位于在没有附加过滤器的条件下的韧致谱的最大值和附加 过滤器材料的k边之间。

为了对于待进行的试验和从中得到的测试结果而改变能量谱，可以改变能 量谱的最大能量，其通过在X射线管的阳极和阴极之间施加的加速电压或通过在 进入到阳极材料时产生韧致辐射的电子的最大能量确定。

此外，能量谱也可以通过改变阳极材料来改变，因为阳极材料的核电荷数 和在阳极材料中存在的、所使用的材料的电子壳层的电子水平和从中产生的吸 收边（主要是k边）确定在阳极上发射的X射线谱。

此外，为了改变对于测试结果的能量谱可以改变至少一个在射线途径上布 置在患者前面的附加过滤器的层厚。

为了改变对于测试结果的能量谱，也可以改变至少一个在射线途径中布置 在患者前面的附加过滤器的材料，其中，优选地附加过滤器的材料应当主要来 自于具有核电荷数大于22的材料中的至少一个，特别是以下列表或以下列表的 多种材料的组合：铱（核电荷数Z=77）、铂（Z=78）、金（Z=79）、汞（Z=80）、 铅（Z=82）、铋（Z=83）。

为了寻求在X射线辐射的所使用的能量谱和造影剂的所利用的吸收谱之间 的最佳地互相匹配，还建议对于测试结果在造影剂中使用变化的产生对比度的 材料。在此，作为造影剂中产生对比度的材料，优选地使用以下列表中的材料 或材料组合：铼（核电荷数Z=75）、铪（Z=72）、钽（Z=73）、钨（Z=74）。此外， 材料的该列表可以包含镧系元素的组的元素（核电荷数Z=58至71）。

在按照本发明的方法中，作为患者的X射线图示可以使用投影的X射线图 像、来自于CT扫描的正弦图或者二维或三维断层造影图像表示。

在CT扫描的范围内还可以通过至少在拍摄区域中从至少一个投影方向建 立至少一个定位片来确定患者的平均厚度。

替换地，也可以通过至少在拍摄区域中的光学扫描，例如激光扫描或至少 一个光学拍摄，来确定在拍摄区域中患者的平均厚度。

也可以基于体重、身高和可选的性别说明来估计在拍摄区域中患者的平均 厚度。

除了上面描述的方法之外，发明人还建议一种用于结合X射线系统与造影 剂来进行X射线拍摄的方法，其中造影剂包含元素铼、铪、钽或钨，其中在积聚 了造影剂的组织和周围组织之间的对比度-噪声比被提高，并且具有核电荷数77 （铱）、78（铂）、79（金）、80（汞）、82（铅）或83（铋）的至少一种元素的 至少一个附加过滤器在X射线管前面被引入射线途径中并且由此光谱地修改由 X射线管发射的辐射。

本发明同样还建议一种用于结合X射线系统与造影剂来进行X射线拍摄的 方法，其中造影剂包含至少一种元素铼、铪、钽或钨，并且设置至少一个附加 过滤器，在所述附加过滤器中使用核电荷数77（铱）、78（铂）、79（金）、80（汞）、 82（铅）或83（铋）的至少一种元素，并且所述至少一个附加过滤器在X射线管 和患者之间被引入到射线途径中，以便光谱地修改由X射线管发射的射线，其中 重建计算机支持的断层造影图像并且图像对比度的提高除了增加图像质量之外 还用于降低射线剂量或造影剂剂量。

最后提到的两种方法可以特别地结合CT血管造影、动态的造影剂增强的CT 或造影剂增强的CT肿瘤诊断。

除了按照本发明的方法，还建议一种用于产生具有注入的造影剂的患者的 至少一个X射线图示的X射线系统，具有：

-至少一个阳极，用于产生具有韧致辐射和特征性辐射的能量谱的X射线，

-至少一个X射线探测器，用于逐像素地测量透射患者的X射线辐射，

-至少一个在至少一个阳极和至少一个X射线探测器之间的射线途径中在 患者前面的过滤器，其修改所使用的能量谱，其中，患者为了产生对于X射线图 示的探测器数据而吸收一个剂量，并且X射线图示具有CNR值，该值示出了图像 中在积聚了造影剂的组织和周围组织之间的最大对比度与噪声之比，

-至少一个计算处理器，其具有至少一个存储器，在所述存储器中存储了 具有用于执行的计算和控制指令的计算机程序，所述计算和控制指令在运行中 控制X射线系统并且从接收的探测器数据中产生X射线图示，

其中，按照本发明

-存储至少一个计算机程序，其在运行中执行上述方法的方法步骤。

X射线系统例如可以是C形臂系统、计算机断层造影系统或用于产生仅投影 的X射线图示的系统。

此外，属于本发明的还有上述X射线系统在以下中的应用：

-在CT血管造影中，以降低在患者中沉积的射线剂量；

-在CT血管造影中，以提高图像质量和由此主要在冠状血管造影中和在更 小的和外围的血管的血管造影中的诊断说服力；

-在动态的造影剂支持的CT成像中，诸如多阶段-肝脏诊断、大脑灌注、肿 瘤灌注或心肌灌注，以降低在患者中沉积的射线剂量；

-在动态的造影剂支持的CT成像中，诸如多阶段-肝脏诊断、大脑灌注、肿 瘤灌注或心肌灌注，以提高图像质量和由此从中导出的功能性参数的精度；

-在造影剂支持的CT肿瘤诊断中，以降低在患者中沉积的射线剂量；

-在造影剂支持的CT肿瘤诊断中，以提高图像质量和由此的诊断说服力；

-在造影剂支持的CT成像中，以降低造影剂剂量，主要对于肾功能不全的 患者或具有造影剂不相容的患者；

-在患者的双能量CT检查中，其中患者同时或先后具有一个或多个具有不 同原子序数的造影剂。

附图说明

以下借助附图详细解释本发明，其中仅示出对于理解本发明来说需要的特 征。使用以下附图标记和变量：1：附加过滤器；2：焦点；3：形状过滤器；4： 光阑；5：探测器；6：控制和计算系统；7：射线束；C1：CT系统；C2：X射线 管；C3：探测器；C4：X射线管；C4.1：附加过滤器；C5：探测器；C6：机架 壳体；C7：C形臂；C8：患者台；C9：系统轴；C10：控制和计算系统；C11： 造影剂施加器；CNR：对比度-噪声比；D_γ：射线剂量；D_γ(norm)：射线剂量的标 准化系数；D_K：造影剂剂量；D_K(norm)：造影剂剂量的标准化系数；P：患者； Prg₁-Prg_n：计算机程序；U：加速电压。

附图中：

图1示出了CT管取决于管电压的光子谱。

图2示出了通过过滤器材料的谱的过滤器特征曲线的变化。仿真基于120kV 输出谱和0.5mm铋或0.5mm铅过滤器和15cm组织吸收。

图3示出了通过过滤器材料的厚度的谱的过滤器特征曲线的变化。仿真基于 120kV输出谱和0.2mm或0.8mm铅过滤器和15cm组织吸收。

图4示出了通过管电压的谱的过滤器特征曲线的变化。仿真基于在140、120、 100及80kV输出谱和0.5mm铅过滤器和15cm组织吸收。

图5示出了对于元素铪、钽、钨和铼的质量衰减系数。

图6示出了具有和没有铅过滤器的光子谱。仿真基于140kV输出谱和1mm铅 过滤器和15cm组织吸收。叠加地示出了对于钨的质量衰减系数。

图7示出了具有和没有锌过滤器的光子谱。仿真基于140kV输出谱和1mm锌 过滤器和15cm组织吸收。叠加地示出了对于钨的质量衰减系数。

图8示意性示出了具有X射线源和探测器的CT系统。

图9A-图9D示出了对老鼠利用含钨的物质进行的造影剂增强的CT检查：没 有附加过滤器（图9A、9B）和具有附加的0.25mm铅过滤（图9C、9D）；在主动 脉中测量的时间-信号-曲线（图9A、9C）；在造影剂团注的尖峰中的CT照片（图 9B、9D）。

图10-图13在铅附加过滤器的不同厚度情况下对于造影剂碘和钨的优化参 量CNR²/D_γ的曲线图。

图14示意性示出了具有两个辐射器/探测器系统的CT系统。

图15示意性示出了具有一个X射线源和一个探测器的C形臂系统。

具体实施方式

图1至图7示例性示出了典型的X射线谱和通过具有不同材料的附加过滤 器的不同过滤对这些X射线谱的影响，具有如下可能性：有针对地将主要的成 像的射线部分增强到所限定的能量范围上，在该能量范围中最佳选择的造影剂 元素表示最大的吸收。

在图8中示出了按照本发明的X射线系统的典型构造。该X射线系统具有 X射线管，该X射线管具有在阳极上的焦点2，从该焦点按照射线途径7发出X 射线。该X射线首先通过形状过滤器3，然后通过可变的附加过滤器1被光谱 地修改并且通过光阑4限定地指向探测器5。在执行该方法时在此没有详细示出 的具有注入的造影剂的患者位于射线束7中，从而借助探测器5可以测量患者 的吸收特性。为了改变附加过滤器例如可以采用不同厚度的过滤器层或不同的 过滤器材料。X射线系统的包括按照本发明的优化过程的控制和不可变的检查 参数的输入及确定以及对于优化的调节参数的建议的输出或其自动选择和调节 可以通过控制和计算系统6进行。

图9A至9D示出了更下面解释的以老鼠为例利用含钨的造影剂进行的造影 剂增强的CT检查，其中图9A和9B示出了没有附加过滤器的CT信号曲线及 CT照片并且图9C和9D示出具有0.25mm铅过滤器的CT信号曲线及CT照片。 图9A和9C在此分别示出主动脉中CT值按照豪恩斯菲尔德（HU）标准化的 CT信号的时间曲线，并且图9B和9D各示出一个造影剂团注的尖峰中的CT照 片。

在图10至13中为了更好理解本发明，将待优化的、噪声与射线剂量之比 （CNR²/D_γ）在基于钨（图10和11）以及基于碘（图12和13）的造影剂的预 先给定的剂量的情况下利用铅附加过滤器的不同厚度在不同的加速电压U的情 况下通过不同的患者厚度、在此是对充水模体的测量进行了绘制。在所述模体 测量中分别使用在80kv和150kv之间的加速电压的情况下在模体中每升水 50mmol造影剂的造影剂浓度D_k。容易看出，CNR²/D_γ值的最优值不是遵循简单 的关系而是取决于所使用的加速电压、造影剂、过滤和患者厚度以及其互相的 组合。

图14按照CT系统C1的构造示出X射线系统，用于使用按照本发明的方 法，特别是通过在CT系统C1运行时执行在控制和计算系统C10上的计算机程 序Prg₁-Prg_n。CT系统C1在此示出的实施方式中由机架壳体组成，在该机架壳 体中在机架上集成了两个由各一个X射线管C2或C4和分别相对布置的探测器 C3或C5组成的辐射器-探测器系统。为了扫描，将患者借助患者台C8间歇地 或连续地沿着系统轴C9移动通过两个辐射器-探测器系统的射线途径并且在此 扫描。在此，首先可以确定扫描区域中患者的厚度并且基于该厚度并且基于前 面对模体的测试或前面进行的仿真或基于已经存在的实际扫描结果选择注入的 造影剂和使用的辐射谱的最佳组合。在此通过相应选择在辐射器和患者之间在 射线途径中采用的附加过滤器C2.1或C4.1这样修改在焦点上产生的辐射谱，使 得进行X射线谱的光谱重心与所使用的造影剂的吸收最大值的最佳匹配。在患 者中注入造影剂例如可以通过利用造影剂施加器C11自动施加来进行。

按照X射线系统的特别有利的实施方式，可以借助不同厚度和不同材料的、 自动移入和移出的过滤器来实现附加过滤器C2.1或C4.1的变化。

替换地，作为X射线系统，也可以使用C形臂系统C1，如在图15中所示。 其具有壳体6，在该壳体上活动联接一个可动的C形臂C7。在C形臂C7的两 端具有X射线管C2和相对的平板探测器C3。在X射线管C2前面安装了附加 过滤器系统C2.1，其中可以将不同的附加过滤器借助回转系统自动控制地引入 到射线途径中。为了检查，这样布置C形臂C7，使得位于患者台C8上的患者 P可以位于射线途径中并且被扫描。替换地，C形臂也可以在扫描期间进行摆动， 从而可以从多个投影角度拍摄投影并且可以进行断层造影的图像重建。在此也 可以利用造影剂施加器C11注入造影剂。所需的计算和系统的控制利用控制和 计算系统C10通过在系统运行中计算机程序Prg₁-Prg_n的流程来进行。

例子：

例1：离体测量

临床的CT设备（Siemens Volume Zoom,Siemens Healthcare,Erlangen）构造 为具有由不同材料（Pb，Sn）和过滤器厚度（0.25mm，0.5mm，0.7mm）构成 的附加过滤器。这些过滤器由具有相应厚度的金属薄膜（Goodfellow GmbH,Bad  Neuheim,德国）制造并且固定在光阑箱中在两个薄的塑料载体之间。射线途径 由此被完全覆盖，从而仅发射被过滤的辐射。CT设备由此可以不受限制地用于 成像。实验条件可能实际地与患者检查匹配。为了仿真患者，使用由与组织相 当的塑料构成的拟人的腹部模体（QRM GmbH，德国）。示例性地 对于积聚造影剂的组织，将钨和碘造影剂样本（10mgX/ml）置于模体的相应的 插入物中。水样本作为参考。在表B1中示出了在不同的附加过滤器的情况下关 于水确定的钨的HU值。在铅过滤情况下测量在所有的管电压的情况下HU值 的增加，在Sn过滤器的情况下仅在80kv情况下的增加。

表B1：没有（0mm）和具有附加过滤器（0.25mm Pb,0.5mm Pb,0.5mm Sn， 0.7mm Sn）在80，120和140kV情况下按照豪恩斯菲尔德单位（HU）钨造影剂 样本的CT信号。

在表B2中示出了在不同的附加过滤器的情况下关于水确定的碘的HU值。 附加过滤器的使用导致HU值越来越低。

表B2：没有（0mm）和具有附加过滤器（0.25mm Pb,0.5mm Pb,0.5mm Sn， 0.7mm Sn）在80，120和140kV情况下按照豪恩斯菲尔德单位（ΔHU）的碘造 影剂样本的CT信号。

在使用铅附加过滤器的情况下确定了钨的吸收与没有附加过滤器的测量相 比在0.25mm或0.5mm的过滤器厚度的情况下以9.2%/2.7%(120kV)和 4.4%/15.9%(140kV)豪恩斯菲尔德单位(HU)的增加。同时碘信号在0.25mm或 0.5mm Pb的过滤器厚度的情况下以10.7%/10.3%(120kV)和12.9%/13.5%(140kV) 下降。在80kV情况下观察到钨HU以3.6%（0.25mm Pb），16.4%（0.5mm Pb）， 11.30%（0.5mm Sn）和18.8%（0.7mm Sn）的增加。碘信号以20.6%（0.25mm Pb）， 30.0%（0.5mm Pb），25.4%（0.5mm Sn）和28.9%（0.7mm Sn）下降。

除了X射线辐射通过造影剂的吸收的增加之外，附加过滤器的使用还导致 输入的射线剂量的降低。射线剂量利用校准到水能量剂量的电离室（PTW31010, PTW，Freiburg，德国）来确定。为此，将室置于模体的插入物中并且确定在重 建的CT图像中的相应的图像噪声。图像噪声通过均匀区域（模体或造影剂样本） 的标准偏差来确定。在相同的射线剂量的情况下附加过滤器的使用导致噪声电 平降低。该效应是不取决于管电压的。在相同的射线剂量的情况下确定了以 11.4%（0.25mm Pb），3%（0.5mm Pb），15.5%（0.5mm Sn）和16.3%（0.7mm Sn） 的图像噪声降低。

从吸收数据和剂量测量中确定对于所有使用的过滤器的CNR-剂量比。与没 有附加过滤器的测量相比，对于钨确定了CNR-剂量比的增加，除了120kV/ 0.5mm Pb的组合之外。该增加可以用于在相同的图像质量（CNR）情况下降低 射线剂量。表B3示出了为此所需的相对射线剂量。在120kV和0.25mm Pb过 滤情况下没有附加过滤器利用66%射线剂量可以实现相同的CNR。

表B3：没有（0mm）和具有附加过滤器（0.25mm Pb,0.5mm Pb,0.5mm Sn， 0.7mm Sn）在80，120和140kV情况下对于钨造影剂样本在恒定的CNR情况 下的相对射线剂量。

对于含碘的造影剂，在使用附加过滤器的情况下射线剂量相反地增加。表 B4示出了对于相同的CNR所需的相对射线剂量。

表B4：没有（0mm）和具有附加过滤器（0.25mm Pb,0.5mm Pb,0.5mm Sn， 0.7mm Sn）在80，120和140kV情况下对于碘造影剂样本在恒定的CNR情况 下的相对射线剂量。

例2：体内测量

临床的CT设备（Siemens Volume Zoom,Siemens Healthcare,Erlangen）构造 为具有由0.25mm Pb构成的附加过滤器。所述过滤器由具有Pb金属薄膜 （Goodfellow GmbH,Bad Neuheim,德国）制造并且固定在CT设备的光阑箱中 在两个薄的塑料载体之间。射线途径由此被完全覆盖，从而仅发射被过滤的射 线。CT设备由此可以不受限制地用于成像。为了成像，使用麻醉的老鼠。作为 造影剂物质，使用在文献WO97/03994中描述的含钨的化合物（W₃O₃-Nona- Acetat）。利用具有0.8ml/s流速的灌注泵将其通过末梢静脉进行静脉内施加。造 影剂剂量为300mgW/kg体重。与造影剂施加同时地在20s开始动态CT测量， 利用所述CT测量在时间上采集胸廓高度上的造影剂团注。为此，每0.8s在相 同的层位置上重建一个CT图像。该测量利用和没有Pb附加过滤器进行。在测 量之间的时间间隔为24h，以便确保物质完全消除。CT管电压在625mAs（具 有0.25mm Pb）或231mAs（没有附加过滤器）的mAs产物情况下为120kV。 mAs调节根据在例1中描述的前面的模体实验来选择。射线剂量的测量利用直 接在动物旁边的电离室（PTW31010,PTW，Freiburg，德国）进行。在使用铅 附加过滤器的情况下测量93.7mGy的剂量，没有过滤器的情况下是130.2mGy。 为了数据后处理，确定主动脉和肌肉中的时间-信号-曲线。表B5示出了在主动 脉和肌肉中造影剂团注尖峰期间的HU值。均匀的组织信号的标准偏差用于确 定噪声电平。在主动脉和周围肌肉组织之间的所确定的CNR在使用附加过滤器 的情况下略高于没有过滤器的情况，尽管仅使用72%射线剂量用于图像产生。 该结果与离体测量（例1）很一致，其中利用66%的射线剂量可以产生相同的 CNR（120kV，0.25mm Pb过滤器）。

表B5：具有（0.25mm Pb）和没有（0mm Pb）附加过滤器的情况下CT测 量的定量分析：主动脉中的信号（S1）、主动脉中的噪声（R1）、肌肉中的信号 （S2）、肌肉中的噪声（R2）、所计算的对比度-噪声比（CNR）和所测量的射线 剂量（剂量）。

因此，总体上介绍了一种用于在使用X射线探测器和具有能量谱的X射线的 条件下，产生具有注入的造影剂的患者的至少一个X射线图示的方法，其中所使 用的能量谱通过至少一个在射线途径中布置在患者前面的过滤器来修改，为了 产生对于X射线图示的探测器数据，患者吸收一个剂量并且X射线图示具有CNR 值，该值表示了在图像中最大对比度与噪声的比，其中，按照本发明将能量谱 和造影剂在考虑患者的待透射的厚度的条件下通过附加过滤器这样互相调整， 使得从按照实验产生的或仿真的X射线图示获悉的优化标准得到最大化。

此外，还建议了一种用于在不同的检查中在执行上述方法和应用按照本发 明的X射线系统的条件下产生具有注入的造影剂的患者的至少一个X射线图示 的X射线系统。

尽管通过优选实施例详细解释和描述了本发明，但是本发明不受公开的例 子限制并且可以由专业人员从中导出其他变化，而不脱离本发明的保护范围。