본 연구에서는 미국 Xoft 사에서 근접치료 장치(elecronic brachytherapy)를 목적으로 개발된 소형 X-선 튜브를 치과용 영상장비로 사용함에 있어서 고전압 발생장치의 제어용 장치를 개발하고 영상용 제어 방식으로 최적화하고자 한다. 연구에서 사용된 X-선 튜브와 고전압 발생 장치는 각각 Axxent S700과 XF060NZZ485를 사용하였고, AT90CAN128 MCU를 사용하여 제어보드를 제작하였다. 관전압을 50 kV로 고정한 후에 제어 방식에 따라서 필라멘트전류 제어 방식과 관전류제어 방식으로 나누었다. 필라멘트 제어 방식은 다시 필라멘트 가열 시간에 따라서 5초와 10초의 두 가지로 나누어 실험하였다. 필라멘트 전류 제어 방식에서는 필라멘트 예열 시간이 10초 이상이 되지 않으면 설정된 관전류 값에 도달하기 어려웠고, 관전류가 발생하는 필라멘트 전류도 1,300~1,350 mA로 가변적이었으며, 관전류가 발생된 이후에도 설정된 목표 값에 도달하기 위해서는 약 5초 이상의 시간이 소요되었다. 하지만 관전류 제어 방식에서는 관전류가 설정된 목표 값에 시간 지연 없이 즉각적으로 도달하였으며 그 때의 필라멘트 전류 값은 1,500 mA였다. 본 연구에서는 소형의 X-선 튜브에 고전압을 안정적으로 공급하는 제어 장치를 개발하였고, 방사선 영상장비로 사용함에 있어서는 관전류 제어 방식이 적합함을 보였다.
본 연구에서는 미국 Xoft 사에서 근접치료 장치(elecronic brachytherapy)를 목적으로 개발된 소형 X-선 튜브를 치과용 영상장비로 사용함에 있어서 고전압 발생장치의 제어용 장치를 개발하고 영상용 제어 방식으로 최적화하고자 한다. 연구에서 사용된 X-선 튜브와 고전압 발생 장치는 각각 Axxent S700과 XF060NZZ485를 사용하였고, AT90CAN128 MCU를 사용하여 제어보드를 제작하였다. 관전압을 50 kV로 고정한 후에 제어 방식에 따라서 필라멘트 전류 제어 방식과 관전류제어 방식으로 나누었다. 필라멘트 제어 방식은 다시 필라멘트 가열 시간에 따라서 5초와 10초의 두 가지로 나누어 실험하였다. 필라멘트 전류 제어 방식에서는 필라멘트 예열 시간이 10초 이상이 되지 않으면 설정된 관전류 값에 도달하기 어려웠고, 관전류가 발생하는 필라멘트 전류도 1,300~1,350 mA로 가변적이었으며, 관전류가 발생된 이후에도 설정된 목표 값에 도달하기 위해서는 약 5초 이상의 시간이 소요되었다. 하지만 관전류 제어 방식에서는 관전류가 설정된 목표 값에 시간 지연 없이 즉각적으로 도달하였으며 그 때의 필라멘트 전류 값은 1,500 mA였다. 본 연구에서는 소형의 X-선 튜브에 고전압을 안정적으로 공급하는 제어 장치를 개발하였고, 방사선 영상장비로 사용함에 있어서는 관전류 제어 방식이 적합함을 보였다.
The purpose of this study is to develope a control system for a small X-ray tube generator and investigate control methods for the X-ray generator. The small X-ray tube was developed for electronic brachytherapy, and thus, the new control method should be investigated, if the small X-ray tube is use...
The purpose of this study is to develope a control system for a small X-ray tube generator and investigate control methods for the X-ray generator. The small X-ray tube was developed for electronic brachytherapy, and thus, the new control method should be investigated, if the small X-ray tube is used for the imaging system. The Axxent S700 X-ray tube and the XF060NZZ485 high voltage generator were used to compose a X-ray imaging system and control board was developed by using AT90CAN128 MCU. The two control methods were investigated after tube voltage was set to 50 kV, one was filament current control method and the other was beam current control method. The former was subdivided into two methods according to the filament heating time, the 5 and the 10 seconds respectively. In the filament current method, the beam current did not rise up to the desired value, if the filament current had not been maintained for at least 10 seconds. The onset filament currents to generate beam current were varied from 1,300 to 1,350 mA and over 5 seconds were needed in order to reach the desired tube current value after beam current was generated. However, in the tube current control method, the beam current reached to the desired value without any time delay with the filament current of 1,500 mA. In this study, we found that the beam current control method was appropriate for the use of small X-ray tube developed for brachytherapy in the X-ray imaging system.
The purpose of this study is to develope a control system for a small X-ray tube generator and investigate control methods for the X-ray generator. The small X-ray tube was developed for electronic brachytherapy, and thus, the new control method should be investigated, if the small X-ray tube is used for the imaging system. The Axxent S700 X-ray tube and the XF060NZZ485 high voltage generator were used to compose a X-ray imaging system and control board was developed by using AT90CAN128 MCU. The two control methods were investigated after tube voltage was set to 50 kV, one was filament current control method and the other was beam current control method. The former was subdivided into two methods according to the filament heating time, the 5 and the 10 seconds respectively. In the filament current method, the beam current did not rise up to the desired value, if the filament current had not been maintained for at least 10 seconds. The onset filament currents to generate beam current were varied from 1,300 to 1,350 mA and over 5 seconds were needed in order to reach the desired tube current value after beam current was generated. However, in the tube current control method, the beam current reached to the desired value without any time delay with the filament current of 1,500 mA. In this study, we found that the beam current control method was appropriate for the use of small X-ray tube developed for brachytherapy in the X-ray imaging system.
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문제 정의
본 연구는 Xoft 사에서 개발된 근접치료 장치용 X-선 튜브를 영상용 장치에 적합하도록 제어 방식을 찾아보는 연구였다. 치료용일 경우에는 관전류가 즉각적으로 올라갈 필요도 없고 관전압과 필라멘트 전류를 올리는데 따른 시간 제약이 없다.
본 연구에서는 X-선 튜브가 구강 내에 위치하는 치과용 강내형 X-선 튜브에 고전압을 안정적으로 공급하는 제어 장치를 개발하고, 방사선 영상 장치에 적합한 제어 방식을 연구함으로써 치과용 강내형 X-선 영상 장비를 안정적으로 구동할 수 있는 최적의 조건을 찾고자 한다.
본 연구에서는 치료용으로 제작된 X-선 튜브를 영상용에 적합하도록 고전압 제어 장치를 개발하고 그 제어 방식을 연구하였다. 관전류 제어 방식을 사용함으로써 기존의 영상용 X-선 튜브의 제어에서처럼 대기, 준비, 조사 모드의 제어 방식으로 최적화 시켰다.
제안 방법
텅스텐 필라멘트를 사용하고 타겟 물질은 질화알루미늄(AlN), 이트륨(Yittrium) 등으로 제작되었다. X-선의 에너지가 반사형(reflection) 튜브에 비해 낮은 영역에서 나타나며, 20 KeV 이하의 스펙트럼이 전체 광자의 30% 이상을 차지하므로 투과성 저하 및 산란선으로 인해서 영상의 질이 저하 될 수 있어서 콜리메이터(collimator)와 알루미늄 필터(aluminum filter)를 사용하여 방향성을 갖도록 하고, 낮은 에너지 영역은 차단하여 투과성을 높이고 평탄한 X-선 강도(intensity)의 영상을 얻을 수 있도록 설계되었다. 콜리메이터는 선원 검출기거리(SSD, source-to-surface distance) 50 mm에서 조사야(radiation field)가 60×40 mm2가 되도록 설계 하여 치과용 영상장비로 사용할 경우 약 5개 정도의 치아 영상을 얻을 수 있도록 하였으며, 필터의 두께는 설정된 조사야에서 X-선 강도가 최적으로 평탄하게 나올 수 있도록 Monte Carlo N-particle(MCNP) 시뮬레이션에 의해서 결정되었으며, 양단 끝이 0.
각 제어 방식에서는 대기(standby), 준비(ready), 조사 모드(mode)의 기능을 할 수 있도록 관전압, 필라멘트 전류, 관전류 값과 인가 시간을 가변시켰다. 실험에서 사용된 관전압은 모두 50 kV를 사용하였고 Fig.
XF060NZZ485는 60 kV의 관전압, 400 μA의 관전류, 2,000 mA의 필라멘트 전류를 발생 시키는 특성을 갖고 있다. 고전압 전원장치에 연결된 28 pin 커넥터에 외부 제어 보드에서 관전압, 관전류, 필라멘트 전류 제어 신호를 보내주면 고전압 전원장치에서는 출력 신호를 X-선 튜브에 인가하도록 되어있으며 그 출력 값을 전압형태로 제공하여 모니터링 할 수 있게 하여 피드백 제어를 가능하게 하였다.
본 연구에서는 치료용으로 제작된 X-선 튜브를 영상용에 적합하도록 고전압 제어 장치를 개발하고 그 제어 방식을 연구하였다. 관전류 제어 방식을 사용함으로써 기존의 영상용 X-선 튜브의 제어에서처럼 대기, 준비, 조사 모드의 제어 방식으로 최적화 시켰다. 하지만, X-선 튜브의 관전압을 50 kV로 안정적으로 상승시키기 위해서는 대기 모드에서 약 80 초의 시간이 소요되며 이 시간은 환자를 정렬시키는 시간을 고려하더라도 상당히 긴 시간이다.
기존 연구4,5)에서 제작된 치아 팬텀을 사용하여 Fig. 3c와 같은 관전류 방식으로 촬영하고 치아 팬텀 영상을 256 무채색 스케일(grey scale)로 나타내고 일정한 영역에서 명암 측면도(intensity profile)를 구하였다.
처음에 관전압을 20 kV까지 증가시킨 후에 5초간 대기하고 필라멘트 전류를 500 mA까지 증가시켰다. 다시 5초간 안정화 단계를 거쳐서 이후에 관전압을 10 kV의 스텝으로 50 kV까지 증가시키고 각 단계마다 5초간의 안정화 시간을 두었다. 관전압이 50 kV에 도달하면 필라멘트 전류를 1,000 mA까지 증가시키고 대기하게 하였다.
본 연구에서는 Fig. 3a와 b에서와 같이 관전압을 50 kV로 올리고 관전류를 300 μA로 올린 상태에서 필라멘트 예열 시간을 변화시켜가면서 관전류를 측정하였다.
1b와 같이 튜브 주변을 플라스틱 관으로 둘러싸서 열 방출을 위한 냉각수를 순환시키는 기구물이 필요하다. 본 연구에서는 SP-MiniPump(Shenchen, China) 펌프를 사용하여 냉각수를 순환시켰다.
3a, b의 결과에서 보듯이 필라멘트 전류가 약 1,000 mA 이상에서는 관전류가 발생하기 시작하기 때문에 필라멘트 전류도 1,000 mA에서 1,500 mA로 올리는 것을 관전류와 더불어 조사 스위치 모드로 사용해야 한다는 연구 결과를 얻었다. 이와 같은 방식으로 Fig. 3c와 같이 관전압을 50 kV로 상승시키고 필라멘트 전류를 1,000 mA까지 증가시키는 대기 모드, 필라멘트 전류를 1,500 mA까지 증가시키는 준비 모드, 관전류 제어 신호를 목표 값으로 올리는 조사 모드의 3단계의 모드가 결정되었다.
2a)는 미국 Atmel 사의 AT90CAN128 MCU를 사용하여 개발하였다. 제어보드에서는 전기적 안전을 고려하여 직류-직류 변환기(dc-dc converter)를 사용하여 고전압 전원장치와 나머지 전자회로를 분리하였다. 직류-직류 변환기로는 RS3-2405(Recom, USA)를 사용하였다.
제어하고자하는 관전압, 관전류, 필라멘트 전류를 MCU에서 만들어서 디지털-아날로그 변환기(DA converter)인 AD5724(Analog Devices, USA)를 거쳐서 아날로그(analog) 신호로 만든 후에 28 pin 커넥터를 이용하여 X-선 발생용 고전압 전원장치에 인가하여 X-선 튜브에서 X-선이 발생되도록 하였다. 고전압 장치에 인가되는 제어용 신호는 다시 아날로그-디지털 변환기(AD converter)를 거쳐서 피드백 신호로서 모니터링 되어 정밀하게 제어되도록 하였다.
처음에 이와 같은 방식으로 Axxent S700 X-선 튜브를 제어하였으나 관전압이 50 kV가 되기 전에 아크 방전(arc discharge)이 일어나서 제어 방식을 다르게 하였다. 즉, 관전압을 먼저 인가하고 그 후에 필라멘트 전류와 관전류를 인가하는 전류 제어 방식을 사용하였다.
콜리메이터는 선원 검출기거리(SSD, source-to-surface distance) 50 mm에서 조사야(radiation field)가 60×40 mm2가 되도록 설계 하여 치과용 영상장비로 사용할 경우 약 5개 정도의 치아 영상을 얻을 수 있도록 하였으며, 필터의 두께는 설정된 조사야에서 X-선 강도가 최적으로 평탄하게 나올 수 있도록 Monte Carlo N-particle(MCNP) 시뮬레이션에 의해서 결정되었으며, 양단 끝이 0.1 mm이고 가운데가 3.3 mm로 0.1∼3.3 mm의 분포를 갖도록 설계되었다.
관전류 제어 방식은 관전압과 필라멘트 전류를 X-선 조사 전에 설정된 값으로 증가시키고 X-선 조사 스위치의 역할로서 관전류 제어 신호를 사용하는 방식이다. 필라멘트 전류 제어 방식은 다시 필라멘트에 전류를 인가하는 시간에 따라서 5초와 10초의 두 가지 방식으로 나누었다. 제어 프로그램에서의 신호는 Fig.
대상 데이터
고전압 전원장치를 제어하기 위한 제어보드(Fig. 2a)는 미국 Atmel 사의 AT90CAN128 MCU를 사용하여 개발하였다. 제어보드에서는 전기적 안전을 고려하여 직류-직류 변환기(dc-dc converter)를 사용하여 고전압 전원장치와 나머지 전자회로를 분리하였다.
본 연구에서 사용된 X-선 튜브는 Fig. 1a의 Axxent S700(Xoft, USA)로서 다방향의 투과형(transmission) 이다. 텅스텐 필라멘트를 사용하고 타겟 물질은 질화알루미늄(AlN), 이트륨(Yittrium) 등으로 제작되었다.
제어보드에서는 전기적 안전을 고려하여 직류-직류 변환기(dc-dc converter)를 사용하여 고전압 전원장치와 나머지 전자회로를 분리하였다. 직류-직류 변환기로는 RS3-2405(Recom, USA)를 사용하였다. 디지털 신호간의 전기 절연은 광 접합소자(photocoupler)인 TLP181(Toshiba, Japan)을 사용하였다.
1a의 Axxent S700(Xoft, USA)로서 다방향의 투과형(transmission) 이다. 텅스텐 필라멘트를 사용하고 타겟 물질은 질화알루미늄(AlN), 이트륨(Yittrium) 등으로 제작되었다. X-선의 에너지가 반사형(reflection) 튜브에 비해 낮은 영역에서 나타나며, 20 KeV 이하의 스펙트럼이 전체 광자의 30% 이상을 차지하므로 투과성 저하 및 산란선으로 인해서 영상의 질이 저하 될 수 있어서 콜리메이터(collimator)와 알루미늄 필터(aluminum filter)를 사용하여 방향성을 갖도록 하고, 낮은 에너지 영역은 차단하여 투과성을 높이고 평탄한 X-선 강도(intensity)의 영상을 얻을 수 있도록 설계되었다.
이론/모형
전류 제어 방식은 필라멘트 전류 제어방식과 관전류 제어 방식의 두 가지를 사용하였다. 필라멘트 제어 방식에서는 관전압과 관전류 제어 신호를 X-선이 조사되기 이전부터 설정된 값으로 증가시켜서 안정화시키고, X-선 조사의 시작, 즉 조사 스위치의 역할을 필라멘트 전류로 하는 방식이다.
성능/효과
또한 관전압 20 kV 이상에서는 필라멘트 전류와 교대로 증가시키더라도 아크 방전이 발생하지 않았다. 그 결과 Fig. 3c와 같이 11단계의 스텝을 이용하여 관전압을 50 kV까지 상승시키고 필라멘트 전류도 1,000 mA까지 증가시키자 동일한 제품의 다른 X-선 튜브에서도 아크 방전이 발생하지 않고 항상 일정하게 안정적인 관전압을 유지하였다. Fig.
관전류가 발생하기 시작한지 약 20초 후에 설정된 관전류 값인 300 μA에 도달하였다. 동일한 다른 튜브 2개를 가지고 실험한 결과, 이러한 방식으로 제어하면 각 튜브마다 최초로 관전류가 발생하는 필라멘트 전류값이 달라졌고 그 값들은 각각 1,300 mA와 1,350 mA이었다.
관전류의 파형도 직각파와 유사하게 발생되어 조사 스위치로서의 역할을 할 수가 있었다. 또한, Fig. 3a, b의 결과에서 보듯이 필라멘트 전류가 약 1,000 mA 이상에서는 관전류가 발생하기 시작하기 때문에 필라멘트 전류도 1,000 mA에서 1,500 mA로 올리는 것을 관전류와 더불어 조사 스위치 모드로 사용해야 한다는 연구 결과를 얻었다. 이와 같은 방식으로 Fig.
3a보다 길게 인가해서 얻은 결과이다. 필라멘트 예열 시간을 Fig. 3a의 5초에서 10초로 증가시키자, 대기 모드의 필라멘트 설정 값인 1,300 mA에서 관전류가 발생하지 않았고 조사 모드 설정 값인 1,400 mA에서 관전류가 발생하기 시작하였다. 관전류가 발생하기 시작한지 약 20초 후에 설정된 관전류 값인 300 μA에 도달하였다.
후속연구
치료용의 경우 조사(exposure) 스위치를 누르는 것과 같이 X-선이 순간적으로 발생될 필요가 없으며 한 번 스위치를 켜고 오랫동안 사용함을 목적으로 한다. 따라서 기존의 방사선 영상용 X-선 튜브와 유사하게 작동될 수 있도록 제어 장치를 다시 연구할 필요가 있다.
이것은 각 단계에서의 안정화 시간인 5초의 시간을 없애면 약 25초가 줄어들며 증가율을 5 ms으로 하게 되면 다시 27초가 줄어서 최종적으로는 약 28초의 대기 시간을 갖게 된다. 따라서 향후에 안정화 시간과 증가율을 가변시켜서 대기 모드의 시간을 최적화 시키는 추가적인 연구가 필요하겠다.
질의응답
핵심어
질문
논문에서 추출한 답변
치과용 디지털 방사선 영상장비는 무엇이 있는가?
치과용 X-선 영상 장치도 디지털 영상 센서(sensor)의 개발로 필름을 대치하게 되어 여러 가지 다양한 영상 장치가 개발되어 왔다.1-3) 파노라마(panoramic radiography), 세팔로마(cephalometry), 콘빔형 전산화단층촬영장치(cone beam computed tomography) 등의 치과용 디지털 방사선 영상장비들이 디지털 센서의 개발로 발전되어 왔다. 전하결합소자(CCD, charge coupled device) 혹은 상보형금속산화반도체(CMOS, complementary metal-oxide semiconductor) 형태의 디지털 센서는 구강 내에 삽입될 수도 있고 구강 밖에 배치하여 X선 영상을 촬영할 수도 있다.
구강 내에 삽입되는 센서를 이용하는 경우 어떤 불편한이 있나?
전하결합소자(CCD, charge coupled device) 혹은 상보형금속산화반도체(CMOS, complementary metal-oxide semiconductor) 형태의 디지털 센서는 구강 내에 삽입될 수도 있고 구강 밖에 배치하여 X선 영상을 촬영할 수도 있다. 구강 내에 삽입되는 센서의 경우, 현재 그 크기가 작더라도 3×4 cm2 정도로서 대구치 촬영의 경우 목젖 부근까지 근접하기 때문에 구토를 유발하는 등의 불편함을 초래하게 된다. 또한 X-선의 투과성으로 인해서 원치 않는 부위까지 조사되며 실제 촬영부위보다 더 큰 부위를 조사하게 되어 방사선 피폭선량을 증가시키는 단점이 있다.
구강 내에 삽입되는 센서의 문제점을 해결하기 위한 방안은?
이러한 문제점들을 개선하기 위하여 X-선 튜브 자체를 구강 내에 삽입하고 X-선 센서는 구강 외에 위치시켜서 영상을 촬영하는 강내형(intra-oral) X-선 튜브 시스템에 대한 연구가 진행되어 왔다.4,5) X-선 튜브를 구강 내에 삽입하기 위해서는 초소형의 X-선 튜브가 필요한데, 미국 Xoft 사에서 개발한 Axxent X-선 튜브는 직경이 0.3 cm이고 최대 50 kV의 관전압(tube voltage)과 300 μA의 관전류(beam current) 를 발생시키는 특성을 갖고 있으며, 전계방출(field emission)방식의 전자 근접치료장치(elecronic brachytherapy)로서 상용화되어 임상에 활용되고 있다.6-8)
참고문헌 (8)
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Shearer AC, Homer K, Wilson NH: Radiovisiography for imaging root canals: an in vitro comparison with conventional radiography. Quint Int 21(10):789-794 (1990)
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Cho SH, Kim DY, Baek KW: Introduction of Dental X-rayImaging with New Concept - intra Oral x-ray Tube. J Inst Electron Engineer Korea 47(SP3):70-80 (2010)
Cho SH, Kim SY, An SH: Feasibility study of insertable miniature x-ray source for dental imaging. J Korean Soc Radiol 6(1):39-45 (2012)
Dickler A, Kirk MC, Sief N et al: A dosimetric comparison of MammoSite high-dose-rate brachytherapy and Xoft Axxent electronic brachytherapy. Brachytherapy 6(2):164-168 (2007)
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