STEP-NC구현을 위한 ISO 14649의 역할 및 발전방향

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경영 빈
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1 한국정밀공학회지제 25 권제 1 호 (2008 년 1 월 ) Journal of the Korean Society for Precision Engineering, Vol. 25, No.1, January 2008 특집 의료영상기술동향 의료용컴퓨터단층촬영시스템기술동향 인지혜 #, 김호경 * Computed Tomography Systems in Medicine: Past, Present and Future Zhye Yin # and Ho Kyung Kim * Key Words: Computed tomography, Cone-beam CT, Inverse geometry CT, Multi-source CT, Dual energy CT 1. 서론 1972 년 EMI 연구소에서개발된첫번째컴퓨터단층촬영 (CT: computed tomography) 시스템을시작으로 CT 는지난 30 여년간영상의학분야에서독보적인위치를차지하며발전해왔다. 5 분에달하던 EMI CT 의주사 (scan) 시간은지금은 0.35 초로단축되었으며, 픽셀수에불과하던단층영상의해상도는 픽셀수에이르게되었다. Tomography 라는영단어는본래그리스어의층 (slice) 혹은단면 (cross-section) 을의미하는 τομος 와그림을그리는것 (graph) 을의미하는 γραφειν 로부터유래하였다. 단층영상의재구성 (tomographic image reconstruction) 에대한수학적이론은이미오래전부터논의되어왔으며, 1 현대적인컴퓨터의도움없이는영상재구성을하는것이불가능하 # 교신저자 : CT System and Application Laboratory, GE Global Research Center, NY, USA Tel yin@research.ge.com 컴퓨터단층촬영시스템, 특히영상재구성알고리즘개발에관심을두고연구활동을하고있다. * 부산대학교기계공학부 Tel hokyung@pusan.ac.kr 방사선영상계측시스템, 특히시스템설계및특성평가, 영상재구성알고리즘등에관심을두고연구활동을하고있다. 다고여겨져왔다 년 EMI 연구소의 Hounsfield 박사는처음으로단층촬영을할수있는실험장치를개발하고컴퓨터를이용하여최초의단층영상을얻었다. 현재컴퓨터화면에디스플레이되는단층영상의픽셀값은시스템간의차이를없애기위해캘리브레이션된값이이용되는데, Hounsfield 박사의업적을기리기위해그단위를 HU (Hounsfield unit) 라한다. Fig. 1 은제 1 세대부터제 5 세대까지의 CT 시스템을간단한모식도를이용하여설명하고있다. 2,3 Fig. 1(a) 는제 1 세대 CT 시스템으로단일선원 (source) 에단일채널센서를이용한평행빔 (parallel-beam) 주사방식을택하고있다. 선원과센서가임의의한각도에서대상체에대해수평방향으로이동하면서주사를한후, 다시일정각도회전하여다른각도에서수평주사를반복하기때문에단층영상을얻기위한총계측시간이매우길다. Fig. 1(b) 는제 2 세대 CT 시스템으로제 1 세대와유사하나, 다채널영상센서를채택하고있기때문에총계측시간을줄일수있다. Fig. 2(c) 는제 3 세대 CT 시스템으로현재개발 판매되는거의모든시스템이여기에해당한다. 더욱넓어진다채널영상센서는선원을중심으로호를이루고평행빔주사방식은부채꼴빔 (fan-beam) 주사방식으로바뀌었다. Fig.1(d) 는제 4 세대 CT 시스템으로완벽한원을이루는영상센서는회전하지않고, 선원만이회전하여단층정보를획득한다. Fig. 1(e) 는제 5 세대시스템으로전자총 (electron beam gun)

2 (a) (b) (c) (d) (e) Fig. 1. The evolution of CT: (a) 1st generation with parallel-beam acquisitions, (b) 2nd generation CT with multiple-channel detector, (c) 3rd generation CT, (d) 4th generation CT with stationary detector ring, and (e) 5th generation CT with electric beam gun and scan target. 에서발생되는전자빔을전자장을이용해링으로배열된타겟을차례로주사하여엑스선을발생시킨다. 그결과로선원과영상센서모두회전하지않아총계측시간을더욱더단축할수있다. 이러한시스템자체의진화와는별개로 CT 시스템을구성하는각요소역시변화를거듭하고있다. 가장큰변화로는나선형주사방식시스템 (helical 혹은 spiral CT) 과다배열영상센서를이용한시스템 (MSCT: multi-slice CT 혹은 MDCT: multidetector CT) 을들수있다. 2,3 나선형주사방식은다배열영상센서와함께환자에대한전신촬영시간을크게단축시켰으며, 다배열영상센서를이용한축방향주사방식은중요한신체기관전체에대한단층영상재구성을서너번의주사를통해가능케하고있다. 본논고에서는현재의의료용컴퓨터단층촬영시스템의구성에대한새로운기술동향및응용을소개하고자한다. 30 여년전과는달리현대의료용 CT 시스템은구석구석마다첨단기술로가득차있다. 엑스선을효율적으로발생시키고제어하는엑스선관 (X-ray tube) 및발생장치 (generator), 영상센서와더욱더작아진데이터획득시스템 (DAS: data acquisition system), 800 kg 에달 하는갠트리 (gantry) 를진동없이회전시키는기계구동부, 일회전당 200 MB 에달하는데이터를병렬처리하여초당 10 장의단층영상을재구성해내는전산처리영역등이그대표적인예이다. 2 장에서는위에서서술한의료용단층촬영시스템의구성요소와그원리에대해간단하게소개한다. 3 장에서는 2 장에서서술하는기본구성요소를바탕으로최근몇년간새롭게소개되었거나, 주목을받고있는새로운 CT 시스템에대해서설명한다. 3 장 1 절과 2 절에서각각소개하는 CT 시스템은기존의아이디어를첨단기술을이용하여실용화한경우이다. 3 장 3절에서는기존의 3 세대 CT 시스템을혁신적으로재구성한역구조 (inverse geometry) CT 시스템을소개한다. 3 장 4절에서소개되는여러 CT 시스템들은회색의단층영상을다차원적으로분석할수있는기회를제공한다. 3 장 5절과 6절에서는미래의 CT 시스템을바꿔놓을수있는엑스선원과영상센서기술에관하여기술한다. 2. 의료용단층촬영시스템의구성 2.1 엑스선원 Fig. 2 는현대의료용 CT 시스템의갠트리내부를보여주고있다. 엑스선관은일종의진공관으로음극의필라멘트에전압및전류를인가하여열전자를방출시키고, 음극필라멘트에대해양극의타겟에고전압을인가하여방출된전자들을가속시켜타겟과반응, 엑스선을방출한다. 전자선이타겟과반응하여엑스선이반사방향으로방출되도록설계하여이를이용하는경우를굴절 (reflection) 선원, 투과하여방출되도록설계하여이용하는경우를투과 (transmissions) 선원이라한다. 이때일반적으로금속타겟에서엑스선이발생되는효율은 1% 이하이며, 대부분의전자선에너지는열로변환된다. 이로인해금속타겟이녹는것을방지하기위해타겟을빠른속도로회전시키는베어링과냉각을위한장치등이더해진다. 엑스선관에인가하는전압과전류를일정시간동안안정적으로유지하기위한발전기와제어기도필요하다. 이외에도실제촬영시, 필요없이방출되는엑스선의영역을차단하기위한콜리메이터 (collimator), 검사대상체 ( 환자 ) 의단면이타원형인

3 Detector Detector X-ray X-ray tube tube Data Data Acquisition Acquisition System System Fig. 2. The internal view of modern CT scanner gantry: The total gantry weight is about 800 kg and it rotates in 0.35 sec/rotation speed. 것을감안하여, 중앙으로향하는엑스선의세기는유지시키고, 영상센서의양끝으로향하는엑스선의세기를약화시키기위한나비형필터 (bowtie filter) 등도엑스선관의중요한구성요소중의하나이다. 최근들어영상센서의해상도를증가시키기위해엑스선의초점을전자장등을이용해움직이는기술 (focal spot wobble) 이많이쓰이고있다. 영상센서의채널크기를줄이거나, 채널수를늘리지않고도더많은데이터를측정할수있는데, 예를들어다배열영상센서를이용할경우, 32 배열영상센서에 z 방향의 focal spot wobble 기술을적용하면 64 배열의데이터를획득할수있다. 일반적으로대조도 (contrast) 와같은단층영상의화질은이용하는엑스선의광자수에의해결정된다. 엑스선의세기는엑스선관에인가하는전압과전류를이용하여조절할수있으며, 특히엑스선광자의수는전류를통해조절한다. 인가하는전류를낮출수록필라멘트에서방출되는전자의수가적어져타겟에서방출되는엑스선의광자수가적어지게되며, 따라서재구성된단층영상에잡음이나타나게된다. 2.2 영상센서와데이터획득모듈영상센서와그에따르는신호처리모듈은 Fig. 2 에서나타낸바와같이갠트리내에가장큰공간을차지한다. 영상센서의효용은얼마나효율적 으로입사하는엑스선을검출하는가 (DQE: detective quantum efficiency), 얼마나채널의크기가작고채널간의간섭이적은가 (MTF: modulation-transfer function) 등으로결정된다. 최근들어영상센서의면적이커짐에따라불규칙하게산란하는 (scatter) 광자가단층영상의화질을떨어뜨리는경우가생긴다. 이를막기위해영상센서표면에그리드 (grid) 를설치하는데, 이때문에영상센서각각의채널이일부가려져실제이용가능한면적이줄어들게되는단점이있다. 영상센서에서발생한신호를변환하는데이터획득모듈은얼마나빨리신호를읽어낼수있나 (view rate) 와얼마나작게만들수있나 (packaging) 에따라성공여부가결정된다. 최신의료용 CT 의데이터획득모듈은영상센서를일초에 2 만번이상읽는것이가능하다. 영상센서의채널이작아짐에따라, 채널마다연결된데이터획득모듈을작게만들지않으면안된다. 더나아가영상센서자체에데이터획득모듈을부착하려는, 즉아날로그와디지털회로를한칩에집적하려는연구도계속되고있다. 2.3 갠트리최신의료용 CT 시스템에서엑스선원과영상센서, 데이터획득모듈등이부착되는갠트리는단순한물리적지지대이상의역할을한다. 먼저고속으로회전하는갠트리에전원을공급하고, 빠르게측정되는데이터를컴퓨터로보내기위한슬립링 (slip ring) 이갠트리와고정거치대사이에존재한다. 엑스선원과영상센서, 데이터획득모듈과평형추 (counter balance) 등갠트리에부착되는모든장비를합치면 800 kg 에달하는데, 이러한갠트리를일회전당 0.35 초의고속으로안정적으로회전시켜야하기때문에무게배분과진동분석이꼭필요하다. 시간해상도 (temporal resolution) 를증가시키기위해서는회전속도를올려야하나, 현재기술의엑스선원과영상센서로는그무게를줄이는데한계가있다. 한편현대인의비만등으로검사대상체의단면이커지는경향에따라, 환자가들어가는갠트리입구 (bore) 의크기를늘리기위한기술개발또한계속되고있다. 2.4 영상재구성을위한컴퓨터

4 영상센서를통해데이터획득모듈에서계측된데이터는슬립링을통해영상재구성을위한컴퓨터로보내지는데여러가지주사방식 (scan protocol) 에따라영상재구성방식이정해진다. 나선형주사방식과다배열영상센서의덕택으로데이터양은크게늘어나고, 검사마다바로바로결과를확인해야할필요성이커짐에따라, 영상재구성컴퓨터에대한기대치도상승했다. 최신의료용 CT 의경우, 일회전당 200 MB 에달하는데이터를이용하여한장의단층영상 ( 픽셀수 ) 을재구성하는데걸리는시간은현재 10 분의일초가량으로총 64 장의단층영상을재구성하는데는총 6 초가량이걸린다. 영상재구성속도를단축하기위해서영상재구성알고리즘중가장널리쓰이는필터보정역투사 (filtered backprojection) 알고리즘에서는연산과정중가장크게차지하는역투사과정 (backprojection routine) 을따로주문형반도체 (ASIC) 로설계하여하드웨어적으로수행하거나, 서너개의컴퓨터를연결하여병렬형클러스터를구축하여수행하기도한다. 최근에는컴퓨터의그래픽보드를개별적으로제어하는데쓰이는 GPU (graphic processing unit) 나, 여덟개의서브프로세서를탑재한 CELL 프로세서 (cell broadband engine) 등을영상재구성컴퓨터로이용하는연구도활발하다. 특히 GPU 는게임산업에힘입어그성능이빠르게발전하고있으며, 비교적싼가격으로구할수있기때문에크게환영받고있다. 반면 CELL 프로세서는영상재구성알고리즘을구축함에있어서하위레벨까지제어가가능하고, 어느정도독립성이보장된다는데에있어서 GPU 와는다르다 의료용단층촬영시스템의최근동향 3.1 Two-tube two-detector CT system 정상인의경우분당 60 회에서 100 회이상빠르게박동하는심장을제대로촬영하기위한노력의일환으로개발된 two-tube two-detector CT 시스템은 Fig. 3 과같이하나의갠트리에두개의엑스선원과두개의분리된영상센서로구성된다. 5 기존의 CT 시스템의경우에는심장관련진단시시간해상도를증가시키기위해 360 회전대신 fan-angle 회전의데이터만을측정하여영상재구성, 총촬영시간을줄이는방식을취하고있 Fig. 3. The geometry of two-tube two-detector system.. Note that the second X-ray tube-detector pair is located 90 off from the first pair. Also the second detector only covers the cardiac filed of view, ~35 cm. 다. Two-tube two-detector CT 시스템의경우에는 90 만큼떨어져설치된엑스선원이동시에검사대상체를조사하여 120 회전의데이터만으로도검사대상체를성공적으로재구성할수있다. 이러한시스템이도입된것은최근이나시스템의실용성에대한논의는오래전부터꾸준히계속되어왔다. 먼저두개의엑스선원과두개의영상센서를탑재한갠트리의크기, 무게와안정성이가장큰문제로대두되었고, 시스템의가격또한실용화를늦추게된원인중의하나로작용하였다. 그외에도두엑스선원이두영상센서를동시에조사함으로생기는 cross-scatter 문제, 두엑스선원을동시에사용해야하는데서오는전력문제등이우려되고있다. Fig. 3 의 CT 시스템은갠트리의무게를줄이고 two-tube two-detector CT 시스템의장점을최대한강조하기위해두번째영상센서의크기를줄였다. 작은두번째영상센서를첫번째영상센서와동시에주사하면검사대상체의심장부위를 120 회전만으로완벽하게재구성할수있다 slice CT system 지금까지개발된기존의 CT 시스템은나선형주사방식을택해필요한체적을재구성하는방식

5 을취하고있다. 그러나뇌, 심장등의관류 (perfusion) 검사의경우에는큰체적을최대한짧은순간에주사한후, 재구성해야하기때문에나선형주사방식은적절치않다. 현재의 CT 시스템이가진 4 cm 의축방향주사범위 (axial scan coverage) 로는뇌나심장의관류검사를일회전에수행하기는어렵다. 인간의심장은대략 cm, 뇌의경우에는약 cm 의축방향주사범위가필요하기때문이다. 따라서환자를조금씩움직여측정한여러번의축방향주사를이어붙이는알고리즘이널리쓰이고있다. 최근들어더넓은영상센서를이용하여 16 cm 이상의축방향주사범위를얻으려는연구가계속되고있다. 6 이차원영상센서의면적이넓어지면넓어질수록기존의부채꼴빔은원추형빔 (conebeam) 에가까워지기때문에기존의이차원축방향영상재구성알고리즘, 또는근사적삼차원축방향영상재구성알고리즘등을이용하여재구성할경우중앙에서벗어난단층영상들은심한원추형빔아티팩터 (cone-beam artifact) 를보이게된다. 한편, 영상센서의면적이커짐에따라산란선의영향역시비례하여커져영상의질을떨어뜨리게된다. 또엑스선관의타겟각도에따른각도효과 (heel effect) 때문에공간해상도는위치에따라균일하지않게되는데, 원추형빔의각도가커지면커질수록공간해상도는더욱더불균일하게된다. 3.3 Inverse geometry CT system 기존의 3 세대 CT 시스템은작은엑스선초점과엑스선원을중심으로호를그리는영상센서로이루어져있다. 이러한시스템으로주사가가능한영역 (FOV: field of view) 은선원과영상센서의양끝을잇는직선에내접한원으로나타낼수있다. Fig. 4 에서제일왼쪽에그려진 CT 시스템이이에해당한다. 이러한 FOV 는반대로, 하나의채널로이루어진영상센서와이영상센서를중심으로호를그리는영역선원 (area source) 을이용하여주사 Fig. 4. The family of the inverse geometry CT (IGCT) architecture: Ultimate IGCT will have wide and continuous X-ray sources and one channel detector. Intermediate IGCT can be achieved either by increasing the number of source spots or decreasing the number of detector channels. 할수있다. Fig. 4 에서제일오른쪽에그려진 CT 시스템이이에해당한다. 이렇게영상센서가선원보다커야한다는고정관념을깨고역으로구성된 CT 시스템을역구조 (inverse geometry) CT 시스템 (IGCT) 라고부른다. 이러한 CT 시스템을구성하는데에는사용하는선원에따라연속적인영역선원을이용하고여러개의작은영상센서를사용하는 scanned-source IGCT 7 와독립적인점선원을사용하고작은단일영상센서를사용하는 multispot IGCT 로구분할수있다. IGCT 시스템은 xy 방향으로는짧지만 z 방향으로는긴영상센서를사용하기때문에같은면적으로더넓은체적 (scan coverage) 을주사할수있어가격면에서경쟁력이있으며, 선원당주사체적이줄어들어산란선의영향이감소하는장점이있다 Multi-source inverse geometry CT system

6 Fig. 5. Multi-source IGCT geometries with 2 10 sources: Each sub-sinogram can be rebinned to conventional 3rd generation sinogram. IGCT 계열시스템중의하나인 MS-IGCT (multi-source inverse geometry CT) 는독립적인엑스선원들을넓은영역에걸쳐분포시키고상응하는작은단일영상센서를장착하는구조를가지고있다. Fig. 5 는 xy 방향으로 10 개, z 방향으로두개의 distributed focal spot 을가진 MS-IGCT 시스템을보여준다. 8 각각의선원은 FOV 의작은부분만을주사하지만 360 회전이이루어진후에는기존의 3 세대 CT 시스템형식의데이터로손실없이변환시킬수있다. MS-IGCT 는 z 방향으로분포한여러개의선원과비교적작은영상센서를이용하여원추형빔아티팩트없이효과적으로 z 방향주사범위를늘릴수있어 3 장 2 절에서설명한대영역 CT 시스템에비해우월하다고볼수있다. 또하나의장점으로는독립적인엑스선원들을각각조절하여실제로검사대상체를지나영상센서에서검출되는엑스선플루언스 (fluence) 를균일하게만들어환자의피폭선량을줄일수있다. 즉, 검사대상체의두터운부분을지나는선원에는높은전류를, 얇은부분을지나는선원에는낮은전류를인가하는등, 피폭선량을최소화할수있도록최적화할수있다. 그러나아직은검증되지않은반도체를이용한 distributed 엑스선원을이용하고, 시스템자체가복잡하여설계및제작이어려운단점이있다. 3.4 Dual energy CT system 단층영상에서검사대상체의특징을구별할수있는이유는대상체를구성하고있는물질의구성성분에따라엑스선의세기가다르게감쇠되어영상센서에검출되기때문이다. 이와같이엑스선이어떤물질과반응하여감쇠되는정도를기술하는확률파라미터를그물질의감쇠계수 (attenuation coefficient) 라하며, 이는엑스선의에너지및물질의원자번호등에의존한다. 엑스선관에서방출되는엑스선빔은인가하는전압에따라최대에너지가인가전압을넘지않으면서다양한에너지를가지는엑스선광자의분포 (spectrum) 로이루어진다. 따라서궁극적으로는임의의물질과의반응은엑스선스펙트럼에너지에대한가중효과가있다. 한종류의엑스선스펙트럼을이용할경우, 서로다른물질임에도불구하고유효원자번호 (effective atomic number) 가비슷할경우서로를구분하는것이어려운경우가있다. 듀얼에너지 (dual energy) CT 시스템은두가지서로다른에너지의엑스선 ( 엄밀히말하여, 엑스선관의전압이달라엑스선에너지스펙트럼이서로다름 ) 을주사한후재구성한영상을수학적으로분리하여두물질을쉽게구분할수있도록도와준다. 대표적인응용예로, 심장의관상동맥을진단할때동맥에흡착한칼슘과주입한요오드 (iodine) 조영제를구분해야하는경우가있다. 기존의 CT 시스템으로는구분에어려움이있지만, 두가지에너지의엑스선원으로주사후재구성, 분리한영상에서는그차이를관찰할수있다. 9 가장쉽게 dual energy CT 시스템의장점을이용하려면, 검사대상체를각각다른에너지의엑스선, 즉관전압을달리하여두번주사하는방법이있다. 다만첫번째와두번째주사사이의검사대상체의움직임때문에정확한진단결과를얻기어려운단점이따른다. 3 장 1 절에서기술한 two-tube two-detector CT 시스템을이용하면두엑스선원을서로다른에너지로동시에검사대상체를주사할수있기때문에위에서언급한움직임에의한영향 (motion artifact) 을피할수있다. 그러나두엑스선원이동시에주사되기때문에일어나는 cross scatter 가우려되고현실적으로시스템자체가크고무거우며, 비싸지는단점이있다. 이두

7 방법의장점을절충하는방법으로매번투사영상을획득할때마다혹은일정투사영상을획득한후에엑스선원의에너지를바꾸어측정하는방법이있다. 이러한방법은 CT 시스템전체설비를바꾸지않으면서도검사대상체의움직임을최소화할수있으나, 매번투사영상을획득할때마다엑스선의에너지를바꾸기위해서는엑스선원제어를위한고급기술이필요하다. 또다른방법으로는두가지다른에너지의엑스선원을구별해서검출할수있도록두영상센서를접합하여만든 dual layer detector 를사용하는방법이있다. 3.5 Photon counting 영상센서기존의 CT 영상센서는입사하는엑스선광자 (photon) 의에너지를일정시간동안누적하여검출 (energy integrating) 한후총검출량을전기적신호로바꾸어출력한다. 앞서설명하였듯이엑스선원에서방출되는엑스선은단일에너지 (monochromatic) 의엑스선광자가아니라다양한에너지 (polyenergetic) 의엑스선광자로이루어져있으며, 따라서영상센서에서누적되어검출되는엑스선의에너지역시스펙트럼을이루며, 매누적시간동안검출되어출력되는전기적신호는변동을하게되며, 이는영상에서잡음으로나타난다 (Swank noise 라고함 ). 양자계수형 (photon counting) 영상센서는엑스선원에서방출되는모든광자를하나씩하나씩구분하여검출, 펄스신호로출력한다. 따라서펄스높이구별기 (discriminator) 를이용하면특정에너지이상및이하의양자에너지에대한신호를구분하여검출할수있다. 이러한영상센서를이용하면한에너지의엑스선원을사용하더라도 dual energy CT 의효과를낼수있다. 예를들어양자계수형영상센서가 80 kev 이하의에너지를가진광자와 80 kev 이상의에너지를가진광자를따로분류할수있다면, 3 장 4절에서설명한바와같이두가지에너지의선원을이용하지않고도검사대상체의에너지별정보 (spectral information; K-edge imaging) 를얻을수있다. 10 만약다채널구별기를적용할수있다면하나의엑스선원을이용하여다양한에너지에대한영상의결과를얻을수도있을것이다. 이러한영상센서의개발이가능하려면센서를구성하는소재의개발과센서의전기신호를처리 하는신호처리회로 (signal processing electronics) 의개발이병행되어야할것이다. 이상적인경우에는첫번째광자가검출될때발생하는펄스신호가다음번에검출되는광자의신호와겹치지 (pulse pileup) 않아야하므로센서소재의차단주파수 (cutoff frequency) 가커야하겠다. 또검출된펄스신호의폭이작을경우에는신호처리회로에서의잡음을처리하기어려운문제점도발생한다. 3.6 반도체를이용한엑스선원기존의 CT 에서사용되고있는엑스선관은, 2 장 1 절에서설명한바와같이진공상태에서필라멘트에전압및전류를인가해고속의전자를방출한후그전자가양극의타겟을때려엑스선을방출한다. 이러한엑스선원은진공과고온, 고전압을유지할수있도록설계된외벽과금속타겟때문에무겁고부피를많이차지하게된다. 더불어금속타겟을냉각하기위한부대장치까지더해져하나의 CT 시스템에하나이상의선원을사용하기가어렵다. 3 장 3 절 1 항에서설명한바와같이수십개의선원을사용하는 CT 시스템이라든가서론에서소개한 5 세대 CT 시스템은위에서설명한기존의엑스선원으로는구현이불가능하다. 이러한 CT 시스템들은전자총을이용하여전자의흐름을발생시킨후전자장을가해원하는방향으로방향을바꾼후가까이위치한여러개의타겟과순차적으로충돌하게하는방식을이용하여구현할수있다. 문제는전자총자체의부피가매우커서결국은기존의 CT 시스템의 4 5 배의자리를차지하게된다. 이에반해반도체를이용한엑스선원은이론적으로는모듈로제작해그수를임의로줄일수도늘릴수도있으며, 제작비도기존의엑스선원에비해저렴할수있다. 반도체공정과 MEMS (micro-electromechanical system) 기술로제작할수있는나노구조체 (nano-structure) 등을이용하여전자를발생시키는필라멘트와전자가부딛치는타겟구조를만들어낼수있다. 11 이러한반도체를이용한엑스선원이현실화되기위해서는먼저실제의료영상기기에사용할수있을정도의충분한출력 ( 엑스선플루언스 ) 이보장되어야하고, 각각의선원이안정적으로작동할수있는시간이기존의엑스선선원과비슷해야한다.

8 4. 결론 본논고에서는엑스선 CT 시스템전반에관련한기술개발역사와, 3 세대 CT 시스템의구성요소, 그리고미래의기술동향과그응용에관하여소개하였다. 먼저 3 세대 CT 시스템의구성요소인엑스선선원과, 영상센서, 그외에기계적, 전산적인요소를위주로설명하였는데, 이는앞으로의기술동향을이해하고응용하는데필수적으로수반되어야할부분이다. 의료용단층촬영시스템의최근기술동향에관련하여서는 two-tube twodetector CT, 다배열영상센서를이용한 160 mm coverage CT, inverse geometry CT, multi-source inverse geometry CT, dual energy CT 등새롭고다양한 CT 시스템을소개하였다. CT 시스템을지탱하는가장큰구성요소인엑스선원과영상센서의동향에관련하여서는 photon counting 영상센서와반도체를이용한엑스선원등아직은실용화단계에이르지는못했지만, 미래에충분한가능성이있는기술들을소개하였다. 본논고에소개된새로운시스템과기술들이기존의 CT 시스템에적용되거나대체하여검사대상체로부터더많은정보를최소의피폭선량으로빠른시간내에얻어낼수있게될것으로기대된다. 후기 이논문은부산대학교자유과제학술연구비 (2 년 ) 에의하여연구되었음. 참고문헌 1. Kak, A. C. and Slaney, M., Principles of Computerized Tomographic Imaging, New York: IEEE Hsieh, J., Computed Tomography: Principles, Design, Artifacts, and Recent advances. Bellingham, WA: SPIE Kalendar, W. A., Computed Tomography. 1st Edn, Munich, Publicis MCD Verlag, Kachelrieß, M., Knaup, M. and Bockenbach, O., Hyperfast parallel-beam and cone-beam backprojection using the cell general purpose hardware, Medical Physics, Vol. 34, No. 4, pp , Flohr, T. G., McCollough, C. H., Petersilka, H. M., Gruber, K., Süβ, C., Grasruck, M., Stierstorfer, K., Krauss, B., Raupach, R., Primak, A. N., Küttner, A., Achenbach, S., Becker, C., Kopp, A. and Ohnesorge, B. M., First performance evaluation of a dualsource CT (DSCT) system, European Radiology, Vol. 13, No. 2, Mori, S., Endo, M., Tsunoo, T., Kandatsu, S., Tanda, S., Aradate, H., Saito, Y., Miyazaki, H., Satoh, K., Matsushita, S. and Kusakabe, M., Physical performance evaluation of a 256-slice CT-scanner for four-dimensional imaging, Medical Physics, Vol. 21, No. 6, pp , Mazin, S. R., Star-Lack, J., Bennett, N. R. and Pelc, N. J., Inverse-geometry volumetric CT system with multiple detector arrays for wide field-of-view imaging, Medical Physics, Vol. 32, No. 6, pp , De Man, B., Basu, S., Bequé, D., Claus, B., Edic, P., Iatrou, M., LeBlanc, J., Senzig, B., Thomson, R., Vermilyea, M., Wilson, C. Yin, Z. and Pelc, N., Multi-source inverse geometry CT: a new system concept for X-ray computed tomography, Proc. of SPIE Medical Imaging Conference, Vol. 6510, 65100H, Walter, D. J., Tkaczyk, E. J. and Wu, X., Accuracy and precision of dual energy CT imaging for the quantification of tissue fat content, Proc. of SPIE Medical Imaging Conference, Vol. 6142, 61421G, Locker, M., Fischer, P., Krimmel, S., Kruger, H., Lindner, M., Nakazawa, K., Takahashi, T. and Wermes, N., Single photon counting X-ray imaging with Si and CdTe single chip pixel detectors and multichip pixel modules, IEEE Trans. Nuclear Science, Vol. 51, No. 4, pp , Zhang, J., Cheng, Y., Lee. Y. Z., Gao, B. and Qiu, Q, A nanotube-based field emission X-ray source for microcomputed tomography, Rev. Sci. Instrum. 76, , 2005.

Microsoft Word - 7.이정원_특집_.doc

Microsoft Word - 7.이정원_특집_.doc 컴퓨터단층촬영 (CT) 기술동향 Computed Tomography Technology IT 융합기술의미래전망특집 이정원 (J.W. Lee) 이수열 (S.Y. Lee) 유동훈 (D.H. Yoo) 유헬스연구팀선임연구원유헬스연구팀팀장유헬스연구팀연구원 목차 Ⅰ. 서론 Ⅱ. CT의구성 Ⅲ. CT 촬영기술 Ⅳ. 영상재구성기술 V. 결론 CT는종래의엑스선촬영기법으로얻은인체내부의투영데이터를컴퓨터로재구성하여단층영상을만들어내는기술이다.