Summary and Conclusion

In this study, the TE X-ray method was introduced, and the effects of the design of the X-ray spectra on system performances were evaluated using simulation and experimental measurement for a spectral separation with the combinations of additional filters and conventional tube voltage. The optimum energy spectra determined based on the calibration for accurate linear attenuation coefficient demonstrate that spectral separation can be achieved (i.e., without overlapping between three spectra).

A mean energy of the filtered energy spectra for various filter materials at 7 HVL indicates relatively invariant mean energies within given tube potential operating ranges with K-edge energy materials. Higher Z corresponds to a higher mean energy for all the tube potential ranges of 40 to 90 kV. The order of increasing invariant mean energies corresponds to the increasing K-edge energies of each material up to approximately 60 kV.

Mean energy ratio of comparing various filter materials at the 7 HVL through a 2 cm PMMA and a 0.5 cm Al. Choice of an appropriate operating range for tube potential is dependent on the filter material, with a wider range of tube potentials for the higher Z materials (40–80 kV) than for the lower Z materials (40–50 kV), as indicated by the values of kV for which the plot remains close to unity. If one is interested in using the technique to reduce beam hardening without degrading contrast, then I, Ba, and Ce are appropriate for filter materials. The exposure efficiency with

changing tube potential illustrates that more filtration for a given tube potential yields better SNR²/exposure.

Triple-energy beams are generated by using I, Ba, and Gd filters at 50, 60, and 70 kV considering quantitative indices. The mean energies of the proposed X-ray beams were 31.47, 35.38, and 46.37, respectively. In the photon-counting method, three energy bins were selected to match the proposed triple-energy X-ray beam. The energy is binned into 21–33, 34–41, and 42–50 keV, and the mean energies of each bin are 29.34, 37.57, and 45.87 keV, respectively.

In the experimental work, the improvement of contrast when using a filter was 29.00 and 22.00 % for E_1 and E_2, respectively. The exposure efficiencies of the proposed method improved to 35.58 and 50.29 % for E_1 and E_2, respectively. In E_3, contrast and exposure efficiency is decreased by increasing the mean energy of filtered beam compared to the conventional method. Therefore, the evaluation is needed to optimize how the X-ray beam is appropriated to increase contrast when using filtered beam and unfiltered beam.

In thickness density map, the results of I, Al, and PMMA were 1.00, 1.00, and 0.99, respectively, in the proposed method. In the photon-counting method, thickness densities of I, Al, and PMMA were 1.00, 0.96, and 1.02 cm, respectively, in the simulation study. In experimental work, the resultant thicknesses of I, Al, and PMMA were 0.57, 0.52, and 1.99 cm, respectively, in the proposed method, and 0.50, 0.51, and 2.05 cm, respectively, in the photon-counting method. Therefore, the proposed TE X-ray beams are useful for the decomposition three different materials.

The present paper demonstrates that separated X-ray spectrum is a reliable design for a TE with tube voltage and additional filters. In photon-counting mode, the studies of bone mineral measurement and detection of breast cancer have been performed for three materials decomposition [44, 45]. The proposed additional filtration method for obtaining monochromatic X-ray beam has proven its feasibility as an imaging method with high accuracy of material thickness over the three materials, and this method can be used for multi-energy X-ray imaging for medical imaging.

References

[1] D.-H. Kim, Y.-J. Lee, P.-H. Jeon et al., “Optimal contrast enhancement achieved by the synthetic method for bone and tissue separation based on a dual-energy radiographic system,” Journal of Instrumentation, 8, P07009, 2013.

[2] L. A, Lehman, R. E. Alvarez, A. Macovski et al., “Generalized image combinations in dual kVp digital radiography,” Medical Physics, Vol. 8, pp. 659~667, 1981.

[3] P. Stolzmann, S. Leschka, H. Scheffel et al., “Characterization of urinary stones with dual-energy CT: improved differentiation using a tin filter,” Investigative Radiology, Vol. 45, No. 1, pp. 1~6, 2010.

[4] B. Ruzsics, H. Lee, P. L. Zwerner et al., “Dual-energy CT of the heart for diagnosing coronary artery stenosis and myocardial ischemia initial experience,”

European Radiology, Vol. 18, No. 11, pp. 2414~2424, 2008.

[5] A. N. Primak, J. C. Ramirez Giraldo, X. Liu et al., “Improved dual-energy material discrimination for dual-source CT by means of additional spectral filtration,” Medical Physics, Vol. 36, No. 4, pp. 1359~1369, 2009.

[6] M. L. McKinley, M. P. Tornai, E. Samei et al., “Development of an optimal X-ray beam for dual-mode emission and transmission mammotomography,” Nuclear Instruments and Method in Physics Research A, Vol. 527, No. 1, pp. 102~109, 2004.

[7] P. V. Granton, S. I. Pollmann, N. L. Ford et al., “Implementation of dual- and triple-energy cone-beam micro-CT for postreconstruction material decomposition,”

Medical Physics, Vol. 35, No. 11, pp. 5030~5042, 2008.

[8] G. Baldazzi, N. Lanconelli, S. Masetti et al., “A method to remove the projection error in triple-energy radiography with contrast medium,” Nuclear Instruments and Method in Physics Research A, Vol. 610, No. 1, pp. 222~224, 2009.

[9] P. M. Shikhaliev, “Computed tomography with energy-resolved detection: a feasibility study,” Physics in Medicine & Biology, Vol. 53, No. 5, pp 1475~1495, 2008.

[10] P. M. Shikhaliev, “Energy-resolved computed tomography: first experimental results,” Physics in Medicine & Biology, Vol. 53, No. 20, pp 5595~5613, 2008.

[11] E. Roessl, R. Proksa, “K-edge imaging in x-ray computed tomography using multi-bin photon counting detectors,” Physics in Medicine & Biology, Vol. 52, No. 15, pp 4679~4696, 2007.

[12] J. P. Schlomka, E. Roessl, R. Dorscheid et al., “Experimental feasibility of multi-energy photon-counting K-edge imaging in pre-clinical computed tomography,”

Physics in Medicine & Biology, Vol. 53, No. 15, pp 4031~4047, 2008.

[13] S.Feuerlein, E. Roessl, R. Proksa et al. “Multienergy photon-counting K-edge imaging: Potential for improved luminal depiction in vascular imaging,” Radiology, Vol. 249, No. 3, pp 1010~1016, 2008.

[14] H. Le, J. Ducote, S. Molloi et al., “Radiation dose reduction using a CdZnTe-based computed tomography system: comparison to flat-panel detectors,” Medical Physics, Vol. 37, No. 3, pp 1225~1236, 2010.

[15] T. G. Flohr, C. H. McCollough, H. Bruder et al., “First performance evaluation of a dual-source CT (DSCT) system,” European Radiology, Vol. 16, No. 2, pp 256~258, 2006.

[16] W. A. Kalender, W. H. Perman, J. R. Vetter et al., “Evaluation of a prototype dual-energy computed tomographic apparatus. I. Phantom studies,” Medical Physics, Vol. 13, No. 3, pp 334~339, 1986.

[17] D. T. Boll, E. M. Merkle, E. K. Paulson et al., “Coronary stent patency: dual-energy multidetector CT assessment in a pilot study with anthropomorphic phantom,”

Radiology, Vol. 247, No. 3, pp. 687~695, 2008.

[18] D. T. Boll, E. M. Merkle, E. K. Paulson et al., “Calcified vascular plaque specimens: Assessment with cardiac dual-energy multidetector CT in anthropomorphically moving heart phantom,” Radiology, Vol. 249, No. 1, pp. 119~126, 2008.

[19] S. Masetti, L. Roma, P. L. Rossi, et al., “Preliminary results of a multi-energy CT system for small animals,” Journal of Instrumentation, 4, P06011, 2009.

[20] R. L. McKinley, M. P. Tornai, E. Samei et al., “Simulation study of a quasi-monochromatic beam for X-ray computed tomography,” Medical Physics, Vol. 31, No.

4, pp. 800~813, 2004.

[21] K. Bliznakova, Z. Kolitsi, N. Pallikarakis, “

Dual-energy mammography:

simulation studies

[22] W. R. Brody, G. Butt, A. Hall et al., “

A method for selective tissue and bone

visualization using dual energy scanned projection radiography

[23] L. A. Lehmann, R. E. Alvarez, A. Macovski et al., “

Generalized image combinations in dual KVP digital radiography

659~667, 1981.

[24] F. C. Wagner, A. Macovski, D. G. Nishimura, “Dual-energy x-ray projection imaging: two sampling schemes for the correction of scattered radiation,” Medical Physics, Vol. 15, No. 5, pp. 732~748, 1988.

[25] S. J. Riederer, C. A. Mistretta, “Selective iodine imaging using k-edge energies in computerized x-ray tomography,” Medical Physics, Vol. 4, No. 6, pp. 474~481, 1977.

[26] J. M. Boone, J. A. Seibert, “An accurate method for computer-generating tungsten anode x-ray spectra from 30 to 140 kV,” Medical Physics, Vol. 24, No. 11, pp.

1661~1670, 1997.

[27] J. H. Hubbell et al., “Tables of x-ray mass attenuation coefficients and mass energy-absorption coefficient”, Natl Inst. Stand. Technol.

[28] J. H. Siewerdsen, A. M. Waese, D. J. Moseley, “Spektr: A computational tool for x-ray spectral analysis and imaging system optimization,” Medical Physics, Vol. 31, No. 11, pp. 3057~3067, 2004.

[29] S. Jan, G. Santin, D. Strul et al., “GATE: a simulation toolkit for PET and SPECT,”

Physics in Medicine & Biology, Vol. 49, No. 19, pp. 4543~4561, 2004.

[30] X. Wang, D. Meier, S. Mikkelsen et al., “MicroCT with energy-resolved photon-counting detectors,” Physics in Medicine & Biology, Vol. 56, No. 9, pp. 2791~2816, 2011.

[31] S. J. Riederer, C. A. Mistretta, “Selective iodine imaging using K-edge energies in computerized X-ray tomography,” Medical Physics, Vol. 4, No. 6, pp. 474~481, 1977.

[32] R. A. Kruger, S. J. Riederer, C. A. Mistretta, “Relative properties of tomography, K-edge imaging, and K-edge tomography,” Medical Physics, Vol. 4, No. 3, pp 244~249, 1977.

[33] A. N. Primak, J. C. Ramirez Giraldo, X. Liu et al., “Improved dual-energy material discrimination for dual-source CT by means of additional spectral filtration,”

Medical Physics, Vol. 36, No. 4, pp. 1359~1369, 2009.

[34] M. M. Goodsitt, E. G. Christodoulou, S. C. Larson, “Accuracies of the synthesized monochromatic CT numbers and effective atomic numbers obtained with a rapid kVp switching dual energy CT scanner,” Medical Physics, Vol. 38, No. 4, pp.

2222~2231, 2011.

[35] L. A. Lehmann, R. E. Alvarez, A. Macovski, et al., “Generalized image combinations in dual kVp digital radiography,” Medical Physics, Vol. 8, No. 5, pp.

659~667, 1981.

[36] W. R. Brody, G. Butt, A. Hall, A. Macovski et al., “A method for selective tissue and bone visualization using dual energy scanned projection radiography,” Medical Physics, Vol. 8, No. 3, pp. 353~357, 1981.

[37] C. Ponchut, “Correction of the charge sharing in photon-counting pixel detector data,” Nuclear Instruments and Method in Physics Research A, Vol. 591, No. 1, pp.

311~313, 2008.

[38] H.-E. Nilsson, C. Frojdh, E. Dubaric, “Monte Carlo simulation of charge sharing effects in silicon and GaAs photon-counting X-ray imaging detectors,” IEEE Transactions on Nuclear Science, Vol. 51, No. 4, pp. 1636~1640, 2004.

[39] H.-E. Nilsson, E. Dubaric, M. Hjelm et al., “Simulation of photon and charge transport in X-ray imaging semiconductor sensors,” Nuclear Instruments and Method in Physics Research A, Vol. 487, No. 1-2, pp. 151~162, 2002.

[40] K. Mathieson, M. S. Passmore, P. Seller et al., “Charge sharing in silicon pixel detectors,” Nuclear Instruments and Method in Physics Research A, Vol. 487, No. 1-2, pp. 113~122, 2002.

[41] H.-E. Nilsson, B. Norlin, C. Frojdh et al., “Charge sharing suppression using pixel-to-pixel communication in photon counting X-ray imaging systems,” Nuclear Instruments and Method in Physics Research A, Vol. 576, No. 1, pp. 243~247, 2007.

[42] K. Achterhold, M. Bech, S. Schleede et al., “Monochromatic computed tomography with a compact laser-driven X-ray source,” Scientific Reports, Vol. 3, pp.

1313, 2013.

[43] A. Sarnelli, H. Elleaume, A. Taibi et al., “K-edge digital subtraction imaging with dichromatic X-ray sources: SNR and dose studies,” Physics in Medicine & Biology, Vol. 51, No. 17, pp. 4311~4328, 2006.

[44] J. Swanpalmer, R. Kullenberg, T. Hansson, “Measurement of bone mineral using multiple-energy X-ray absorptiometry,” Physics in Medicine & Biology, Vol. 43, No. 2, pp. 379~387, 1998.

[45] H. Ding, S. Molloi, “Quantification of breast density with spectral mammography based on a scanned multi-slit photon-counting detector: a feasibility study,” Physics in Medicine & Biology, Vol. 57, No. 15, pp. 4719~4738, 2012.

국문 요약

엑스선 영상 시스템에서 필터를 이용한 다중에너지 단일화 엑스선 빔의 설계

연세대학교 대학원 방사선학과 김 대 홍

의료, 산업 및 보안 분야에서 다중에너지 엑스선 영상화 혹은 스펙트럴 영상화 방법이 널리 사용되고 있다. 이러한 다중에너지 엑스선 영상 시스템 은 의료 분야에서 관심 병변의 대조도 증강과 특정 물질의 정량적인 분석 및 인체의 기능적 영상에 적합하다. 그러므로, 이중 선원 조사 방식과 두 층 검출기 방식 및 관전압 전환 방식을 가진 이중에너지 엑스선 시스템이 다중에너지 시스템으로써 임상에서 사용되기 위하여 채택되었다. 최근에 광 자계수방식 검출기가 개발되었으며, 이 장치의 장점은 한 번의 엑스선 조사

를 통해서 여러 가지 물질들을 구별할 수 있고, 환자에 조사되는 선량을 줄 일 수 있다는 것이다. 광자계수방식 기반 영상화 방법의 영상 획득 개념은 넓은 대역의 에너지를 갖는 광자들의 에너지를 주문형 집적회로 (ASIC)를 통해서 각각의 에너지들을 구별할 수 있는 것이다. 또한, 브래그 회절 (Bragg diffraction) 의 원리를 이용한 방법과 필터 설계 방식을 이용한 단 색광 방사선 조사 장치가 다중 에너지 영상화 장치를 위하여 사용되고 있다.

본 연구의 목적은 세 가지 물질을 분리하기 위한 삼중에너지 단색광 엑스선 생성을 위한 필터 설계에 대한 것이다. 단색광 방사선은 환자에게 조사되는 선량도 줄일 수 있으며, 영상의 대조도 또한 향상시킬 수 있다. 또한, 이중 에너지 방법은 세 가지 물질의 분리에 있어서 프로젝션 오차를 발생시킬 수 있다. 그러므로, 본 연구는 전하누적방식 검출기를 사용하고, 다양한 필터와 관전압의 조합을 이용하여 단색광 삼중에너지 엑스선을 설계하고, 세 가지 물질의 분리에 사용하였다.

케이 특성 (K-edge) 에너지를 갖는 알루미늄, 구리, 요오드, 바륨, 세륨, 가돌리늄, 에르븀, 텅스텐 물질을 사용하여 다양한 단색광 엑스선 빔을 시 뮬레이션을 이용하여 생성하였다. 단색광 엑스선 빔을 생성하기 위한 필터 의 반가층 (HVL) 두께는 그 단색광 엑스선 빔의 평균 에너지의 분석을 통 하여 결정되었다. 각 단색광 엑스선 빔은 몬테 카를로 (Monte Carlo) 시뮬 레이션 결과를 통한 평균 에너지 비, 대조도 변화의 비, 조사 효율의 정량 적 지표를 이용하여 분석되었다. 관전압과 각 필터 물질의 조합을 통해 획

득한 단색광 엑스선 빔의 평균 에너지를 산출하였다. 단색광 엑스선 빔의 평균 에너지 비는 고식적인 엑스선 빔 보다 낮은 값을 보이고 있으며, 이는 필터를 투과한 엑스선 빔이 단색광 빔을 의미하며, 이를 통해서 선속 경화 (beam hardening) 현상이 감소하는 결과를 획득하였다. 대조도 변화의 비 의 평가 결과, 요오드, 바륨, 세륨 필터를 사용하여 획득한 엑스선 빔이 고 식적인 빔보다 대조도를 증가시키는 결과를 획득하였다. 조사 효율적인 측 면에서는 요오드, 바륨, 세륨, 가돌리늄 필터를 사용하여 획득한 단색광 엑 스선 빔이 고식적인 빔에 비하여 조사 효율 증가의 효과를 보였다.

삼중에너지 엑스선 빔의 설계를 위하여 평균에너지, 평균 에너지 비, 대 조도 변화 비와 조사 효율을 고려하였고, 이를 전산 모사방법의 결과와 실 험 결과를 비교하였다. 제안된 삼중에너지 빔을 사용하여, 요오드 조영제, 알루미늄, 아크릴이 존재하는 세 가지 물질을 분리하였고, 이 결과를 광자 계수방식 검출기를 이용한 결과와 시뮬레이션으로 비교하였다. 요오드 조영 제, 알루미늄, 아크릴 두께의 참값이 각각 1.00, 1.00, 1.00 cm 일 때, 제안 된 삼중에너지 단색광 엑스선 빔을 이용하여 얻은 요오드 조영제, 알루미늄, 아크릴의 두께 밀도 값은 1.00, 1.00, 0.99 cm 였고, 광자계수방식 검출기 를 사용하여 얻은 결과는 1.00, 0.96, 1.02로써 제안된 삼중에너지 방법을 이용한 결과가 이상적인 광자계수방식의 결과와 유사함을 시뮬레이션 결과 로써 검증하였다. 또한, 실험적인 방법으로써 획득한 요오드 조영제, 알루미 늄, 아크릴의 두께 밀도 값은 참 값이 0.50, 0.50, 2.00 cm 일 때, 각각

0.52, 0.52, 1.99 cm의 값을 제안된 삼중에너지 빔으로 획득하였고, 광자계 수방식 검출기로 획득한 결과는 0.50, 0.51, 2.05 cm 결과를 얻었다.

전산 모사방법의 결과와 실험적인 검증을 통하여 얻은 결과로 본 연구에 서 설계한 필터를 이용하여 삼중에너지 단색광 엑스선 빔을 제안하고, 세 가지 물질 분리의 정확성, 영상 대조도의 향상 및 선량 감소의 측면을 고려 하였을 때, 여러 가지 물질이 혼합되어 있는 경우의 여러 물질 분리에 활용 될 수 있는 자료 및 방법을 제공하는데 의의가 있다.

핵심 되는 말: 다중에너지 엑스선 영상화, 단색광 엑스선 빔, 전하누적방식 검출기, 광자계수방식 검출기