Цей файл узятий з колекції Medinfo
http://www.doktor.ru/medinfo
http://medinfo.home.ml.org
E-mail: medinfo@mail.admiral.ru
or medreferats@usa.net
or pazufu@altern.org
FidoNet 2:5030 / 434 Andrey Novicov
Пишемо реферати на замовлення - e-mail: medinfo@mail.admiral.ru
У Medinfo для вас найбільша російська колекція медичних
рефератів, історій хвороби, літератури, навчальних програм, тестів.
Заходьте на http://www.doktor.ru - Російський медичний сервер для всіх!
ЗМІСТ
стор
ВСТУП ................................................. .................................................. ............... 1
РОЗВИТОК КОМП'ЮТЕРНОЇ ТОМОГРАФІЇ ............................................... ........... 3
ФІЗИЧНІ І ТЕХНІЧНІ ОСНОВИ ТОМОГРАФІЇ
ПРИНЦИПИ ОСВІТИ ПОШАРОВОГО ЗОБРАЖЕННЯ ................................ 4
ОТРИМАННЯ Комп'ютерна томограма ............................................... ....... 8
ПОСИЛЕННЯ КОНТРАСТНОСТІ ................................................ .................................. 10
Цифровий рентгенографічний СИСТЕМИ .................................... 11
СКЛАД ТЕХНІЧНИХ ЗАСОБІВ АМР ВР ............................................. ............... 17
ОБЛАСТІ ЗАСТОСУВАННЯ І ПЕРЕВАГИ ЦИФРОВИХ СИСТЕМ .................. 18
СПИСОК ЛІТЕРАТУРИ ................................................ ............................................ 20
ВСТУП
Давня латинська приказка говорить: "Diagnosis cetra - ullae therapiae fundamentum" ("Достовірний діагноз - основа будь-якого лікування"). Протягом багатьох століть зусилля лікарів були спрямовані на вирішення важкої завдання - поліпшення розпізнавання захворювань людини.
Потреба в методі, який дозволив би заглянути всередину чоло-веческого тіла, не пошкоджуючи його, була величезною, хоча і не завжди усвідомленою. Адже всі відомості, що стосуються нормальної і патологічної анатомії людини, були засновані тільки на вивченні трупів. Після того, як в Європі стали широко вивчатися розтину трупів, лікарі змогли вивчити будову органів людини, а також зміни, які вони зазнають при тих чи інших захворюваннях.
Яку величезну користь приніс би безпосередній огляд челове-чеського організму, якби він став раптом "прозорим"! І навряд чи хто-небудь з учених минулого міг припустити, що ця мрія цілком здійсненна.
Потреба побачити не оболонку, а структуру організму живої людини, його анатомію і фізіологію була настільки нагальною, що, коли чудові промені, які дозволяли здійснити це на практиці, були нарешті відкриті, зазвичай консервативні і часто недовірливі до нововведень лікарі майже відразу зрозуміли, що в медицині настала нова ера.
Вже в перші дні і тижні після того, як стало відомо про існування і властивості цих променів, лікарі різних країн почали застосовувати їх для дослідження найважливіших органів і систем людського тіла. Протягом першого ж року з'явилися сотні наукових повідомлень у пресі, присвячених результатами таких досліджень.
Кількість повідомлень в наступні роки наростало. З'ясовувалися всі нові можливості рентгенологічного методу. З'явилися перші книги, присвячені цьому методу. Незабаром ця література стала неозорої.
У 1946 р. відомий радянський клініцист і організатор охорони здоров'я М. М. пріорів на засіданні, присвяченому 50-річчю рентгенології, говорив: "Що сталося б сьогодні з фізіатра і урології, гінекології та отоларингології, неврологією і онкологією, хірургією і ортопедією, офтальмологією і травматологією, якщо б позбавити їх того, що дала рентгенологія в області діагностики і лікування? "
Але процес науки і техніки нестримний. Не встигли лікарі повністю освоїти можливості рентгенівських променів в діагностиці, як з'явилися інші методи, що дозволяють отримати зображення внутрішніх органів людини, що доповнюють дані рентгенологічного дослідження. До них відносяться радіонуклеідное та ультразвукове дослідження, теплобачення, ядерно-магнітний резонанс, фотонна емісія і деякі інші методи, ще не набули широкого поширення.
Ці способи засновані на використанні близьких за своєю природою хвильових коливань, для проникнення яких тканини людського тіла не є нездоланною перешкодою. Вони об'єднуються і тим, що в результаті взаємодії хвильових коливань з органами і тканинами ор-ганізма на різних приймачах - екрані, плівці, папері та ін - виникають їх зображення, розшифровка яких дозволяє судити про стан різних анатомічних утворень.
Такими чином, усі зазначені методи принципово близькі рентген-нодіагностіке як за своєю природою, так і за характером кінцевого результату їх застосування.
Впровадження в практику цих методів (поряд з рентгенологией) призвело до виникнення нової великої медичної дисципліни, що отримала за кордоном назва діагностичної радіології (від латинського radius - промінь), а у нас - променевої діагностики.
Можливості цієї дисципліни в розпізнаванні захворювань людини дуже великі. Їй доступні практично всі органи і системи людини, всі анатомічні утворення, розміри яких вище мікроскопічних.
На відміну від класичних медичних методик (пальпації, перкусії, аускультації) основним аналізатором інформації, одержуваної способами променевої діагностики, є орган зору, за допомогою якого ми отримуємо близько 90% відомостей про навколишній світ, до того ж найбільш достовірних. Коли широка мережа медичних закладів буде оснащена високоякісною апаратурою, що дозволяє використовувати всі можли-ності променевої діагностики, а лікарі, які працюють в цих установах, будуть навчені поводженню з цієї складної апаратурою і, головне, повноцінної розшифровці одержуваних з її допомогою зображень, діагностика основних захворювань людини стане більш ранньої діагностики та достовірної не тільки у великих науково-дослідних та клінічних центрах, а й на передовому краї нашої охорони здоров'я - у поліклініках та районних лікарнях. У цих установах працює основна маса лікарів. Саме сюди звертається переважна більшість хворих при виникненні будь-яких тривожних симптомів. Від рівня роботи саме цих лікувально-діагностичних установ у кінцевому підсумку залежить рання та своєчасна діагностика, а отже багато в чому і результати лікування переважної більшості хвороб. [№ 1, стор 3-6]
РОЗВИТОК КОМП'ЮТЕРНОЇ ТОМОГРАФІЇ
Винахід рентгенівської томографії з обробкою одержуваної ін-формації на ЕОМ зробило переворот в області отримання зображення в медицині. Вперше повідомив про новий метод інженер G. Hounsfield (1972). Апарат, виготовлений і випробуваний групою інженерів англійської фірми "EMI", одержав назву ЕМІ-сканера. Його застосовували тільки для дослідження головного мозку.
G. Hounsfield у своєму апараті використовував кристалічний детектор з фотоелектронним помножувачем (ФЕП), проте джерелом була трубка, жорстко пов'язана з детектором, яка робила спочатку поступальний, а потім обертальний (1 o) рух при постійному включенні рентгенівського випромінювання. Такий пристрій томографа дозволяло отримати томограму за 4-20 хв.
Рентгенівські томографи з подібним пристроєм (I покоління) при-змінювалися тільки для дослідження головного мозку. Це пояснювалося як великим часом дослідження (візуалізації тільки нерухомих об'єктів), так і малим діаметром зони томографірованія до (24 см). Однак одержуване зображення несло велику кількість додаткової діаг-тичного інформації, що послужило поштовхом не тільки до клінічного застосування нової методики, але і до подальшого вдосконалення самої апаратури.
Другим етапом у становленні нового методу дослідження був випуск до 1974 р. комп'ютерних томографів, що містять кілька детекторів. Після поступального руху, яке проводилося швидше, ніж у апаратів I покоління, трубка з детекторами робила поворот на 3-10 o, що сприяло прискоренню дослідження, зменшення променевого навантаження на пацієнта та поліпшення якості зображення. Однак час отримання однієї томограми (20-60 с) значно обмежувало застосування томографів II покоління для дослідження всього тіла зважаючи неминучих артефактів, що з'являються з-за довільних і мимовільних рухів. Аксіальні комп'ютерні рентгенівські томографи даної генерації знайшли широке застосування для дослідження головного мозку в неврологічних і нейрохірургічних клініках.
Одержання якісного зображення зрізу тіла людини на будь-якому рівні стало можливим після розробки в 1976-1977 рр.. комп'ютерних томографів III покоління. Принципова відмінність їх полягала в тому, що було виключено поступальний рух системи трубка-детектори, збільшені діаметр зони дослідження до 50-70 см і первинна матриця комп'ютера (фірми "Дженерал Електрик", "Пікер", "Сіменс", "Тошиба", " ЦЖР "). Це призвело до того, що одну томограму стало можливим отримати за 3-5 с при обороті системи трубка-детектори на 360 o. Якість зображення значно покращився і стало можливим обстеження внутрішніх органів.
З 1979 р. деякі провідні фірми почали випускати комп'ютерні томографи IV покоління. Детектори (1100-1200 шт.) В цих апаратах розташовані по кільцю і не обертаються. Рухається тільки рентгенівська трубка, що дозволяє зменшити час отримання томограми до 1-1,5 с при повороті трубки на 360 o. Це, а також збір інформації під різними кутами збільшує обсяг отримуваних відомостей при зменшенні витрат часу на томограму.
У 1986 р. стався якісний стрибок в апаратобудуванні для рентгенівської комп'ютерної томографії. Фірмою "Іматрон" випущений компь-ютерний томограф V покоління, що працює в реальному масштабі часу. У 1988 р. комп'ютерний томограф "Іматрон" купила фірма "Пікер" (США) і тепер він називається "Фастрек".
Враховуючи зацікавленість клінік в придбанні комп'ютерних томографів, з 1986 р. визначився напрям по випуску "дешевих" компактних систем для поліклінік і невеликих лікарень (М250, "Меди-тек"; 2000т, "Шімадзу"; СТ МАХ, "Дженерал Електрик"). Володіючи деякими обмеженнями, пов'язаними з числом детекторів або часом та обсягом інформації, що збирається, ці апарати дозволяють виконувати 75-95% (у за-лежно від виду органу) досліджень, доступних "великим" комп'ютер-ним томографа. [№ 2, стор 8-10]
ФІЗИЧНІ І ТЕХНІЧНІ ОСНОВИ ТОМОГРАФІЇ
Принципи утворення пошарового зображення
При виконанні звичайної рентгенограми три компоненти - плівка, об'єкт і рентгенівська трубка - залишаються в спокої. Томографічний ефект можна отримати при наступних комбінаціях: 1) нерухомий об'єкт і рухомі джерело (рентгенівська трубка) і приймач (рентгенографічна плівка, селенова пластина, кристалічний детектор і т.п.) випромінювання; 2) нерухомий джерело випромінювання і рухомі об'єкт і приймач випромінювання; 3) нерухомий приймач випромінювання та рухомі об'єкт і джерело випромінювання. Найбільш поширені томографи з синхронним переміщенням трубки і плівки в протилежних напрямках при
Рис.1 Принцип утворення пошарового зображення.
F0, F1, F2-нульове, поточна й кінцеве положення фокусу рентгенівської трубки; j -1 / 2 кута повороту трубки; S-поверхня столу; Т-об'єкт дослідження; О-точка виділяється шару; О 1, О 2-точки, що знаходяться вище і нижче виділяється шару; О `, О ``-проекції точки О на плівці при початковому і кінцевому положеннях фокусу рентгенівської трубки; О 1`, O 1 ``-проекції точки О 1 на плівці при тих ж положеннях фокусу трубки; О 2 `, О 2 ``-проекції точки О 2 при тих же положеннях фокусу трубки; О `` `-проекції всіх точок на плівці при нульовому положенні рентгенівської трубки.
нерухомому об'єкті дослідження. Рентгенівський випромінювач і касетоп-власника з приймачем випромінювання (рентгенівська плівка, селенова пластина) з'єднують жорстко за допомогою металевого важеля. Вісь обертання важеля (переміщення трубки і плівки) знаходиться над рівнем столу і її можна довільно переміщати.
Як показано на рис.1, при переміщенні трубки з положення F 1 у положення F 2, проекція точки О, яка відповідає осі обертання важеля, буде постійно перебувати в одному і тому ж місці плівки. Проекція точки Про нерухома щодо плівки і, отже, її зображення буде чітким. Проекції точок О 1 і О 2, що знаходяться поза виділяється шару, з переміщенням трубки і плівки змінюють своє положення на плівці і, отже, їх зображення буде нечітким, размазанним.Доказано, що геометричним місцем точок, проекції яких при русі системи нерухомі щодо плівки, є площина, паралельна площині плівки і що проходить через вісь закінчення системи. На томограмі, таким чином, будуть чіткими зображення всіх точок, що знаходяться в площині на рівні осі обертання системи, тобто в виділяється томографическом шарі.
На малюнку показано переміщення трубки і плівки по траєкторії пряма-пряма, тобто по паралельних прямолінійних напрямних. Такі томографи, що мають найпростішу конструкцію, набули найбільшого поширення. У томографах з траєкторіями дуга-дуга, дуга-пряма геометричним місцем точок, проекції яких при русі системи нерухомі щодо плівки, є площина, паралельні площини-кості плівки і що проходить через вісь хитання системи; виділяється шар також плоскої форми. Через більш складної конструкції ці томографи набули меншого поширення.
Описані вище апарати відносяться до лінійних томографа (з лінійними траєкторіями), так як проекції траєкторій руху системи трубка-плівка на виділяється площину мають вигляд прямої лінії, а тіні розмазування мають прямолінійну форму.
За кут повороту (хитання) трубки 2j в таких томографах приймають кут її повороту з одного крайнього положення в інше; переміщення трубки від нульового положення одно j.
У томографах з нелінійним розмазуванням переміщення системи трубка - плівка відбувається по криволінійних траєкторіях - колу, еліпсу, гіпоціклоіде, спіралі. При цьому відношення відстаней фокус трубки - центр обертання і центр обертання - плівка зберігається постійним. І в цих випадках доведено, що геометричним місцем точок, проекції яких при русі системи нерухомі щодо плівки, є площина, паралельна площині плівки і що проходить через вісь хитання системи. Розмазування зображення точок об'єкта, що лежать поза виділяється площині, відбувається за відповідними кривим траєкторіям руху системи. Розмазуємо зображення повторюють на плівці траєкторію переміщення фокусу рентгенівської трубки.
При симультанної (багатошарової) томографії в один прийом (одне пе-ня трубки і плівки в протилежних напрямках) отримують кілька томограм завдяки розташуванню в одній касеті кількох плівок, розташованих на деякій відстані один від одного. Проекція зображення першого шару, що знаходиться на осі обертання системи (хат-ранной висоті шару), виходить на верхній плівці. Геометрично доведено, що на наступних плівках отримують своє зображення нижележащие паралельні до осі руху системи шари, відстані між якими приблизно рівні відстаням між пленкамі.Основним недоліком поздовжньої томографії є те, що розпливчасті зображення вище-і нижчих площин з небажаною інформацією зменшують природну контрастність. Внаслідок цього сприйняття в виділяється шарі тканин з невисокою контрастністю погіршується.
Зазначеного недоліку позбавлена аксіальна комп'ютерна рентгенівська томографія. Це пояснюється тим, що суворо коллімірованний пучок рентгенівського випромінювання проходить тільки через ту площину, яка цікавить лікаря. При цьому реєстрація розсіяного випромінювання зведена до мінімуму, що значно покращує візуалізацію тканин, особливо мало контрастних. Зниження реєстрації розсіяного випромінювання при комп'ютерній томографії здійснюється коліматорами, один з яких розташований на виході рентгенівського пучка з трубки, інший - перед складанням детекторів.
Відомо, що при однаковій енергії рентгенівського випромінювання матеріал з більшою відносною молекулярною масою буде поглинати рентгенівське випромінювання в більшій мірі, ніж речовина з меншою відносною молекулярною масою. Подібне ослаблення рентгенівського пучка може бути легко зафіксовано. Однак на практиці ми маємо справу з абсолютно неоднорідним об'єктом - тілом людини. Тому часто трапляється, що детектори фіксують кілька рентгенівських пучків однакової інтенсивності в той час, як вони пройшли через абсолютно різні середовища. Це спостерігається, наприклад, при проходженні через однорідний об'єкт достатньої довжини і неоднорідний об'єкт з такою ж сумарної щільністю.
При поздовжній томографії різницю між щільністю окремих ділянок визначити неможливо, оскільки "тіні" ділянок накладаються один на одного. За допомогою комп'ютерної томографії вирішена і це завдання, тому що при обертанні рентгенівської трубки навколо тіла пацієнта детектори реєструють 1,5 - 6 млн сигналів з різних точок (проекцій) і, що особливо важливо, кожна точка багаторазово проектується на різні навколишні точки.
При реєстрації ослабленого рентгенівського випромінювання на кожному детекторі збуджується струм, що відповідає величині випромінювання, попа-дає на детектор. У системі збору даних струм від кожного детектора (500-2400 шт.) Перетвориться в цифровий сигнал і після підсилення подається в ЕОМ для обробки і зберігання. Тільки після цього починається власне процес відновлення зображення.
Відновлення зображення зрізу за сумою зібраних проекцій є надзвичайно складним процесом, і кінцевий результат являє собою якусь матрицю з відносними числами, що відповідає рівню поглинання кожної точки окремо.
У комп'ютерних томографах застосовуються матриці первинного зображені вання 256х256, 320х320, 512х512 і 1024х1024 елементів. Якість зображення росте при збільшенні числа детекторів, збільшення кількості реєстрованих проекцій за один оборот трубки і при збільшенні первинної матриці. Збільшення кількості реєстрованих проекцій веде до з підвищення променевого навантаження, застосування більшої первинної матриці - до збільшення часу обробки зрізу або необхідності встановлювати до-ти додаткові спеціальні процесори відеозображення. [№ 2, стор 10-13]
ОТРИМАННЯ Комп'ютерна томограма
Отримання комп'ютерної томограми (зрізу) голови на обраному рівні грунтується на виконанні наступних операцій: 1) формування необхідної ширини рентгенівського променя (коллімірованіе), 2) сканування голови пучком рентгенівського випромінювання, здійснюваного рухом (обертальним і поступальним) навколо нерухомої голови пацієнта пристрої "випромінювач - детектори "; 3) вимір випромінювання та визначення його ослаблення з подальшим перетворенням результатів в цифрову форму; 4) машинний (комп'ютерний) синтез томограми за сукупністю даних вимірювання, що відносяться до обраного шару; 5) побудова зображення досліджуваного шару на екрані відеомонітора (дисплея).
У системах комп'ютерних томографів сканування та отримання изоб-ражения відбуваються таким чином. Рентгенівська трубка в режимі випромінювання "обходить" голову по дузі 240 про, зупиняючись через кожні 3 про цієї дуги і роблячи поздовжнє переміщення. На одній осі з рентгенівським випромінювачем закріплені детектори - кристали йодистого натрію, перетворюють іонізуюче випромінювання в световое.Последнее потрапляє на фотоелектронні помножувачі, що перетворюють цю видиму частину в електричні сігнали.Електріческіе сигнали піддаються посиленню, а потім перетворення на цифри, які вводять в ЕВМ.Рентгеновскій промінь, пройшовши через середовище поглинання, послаблюється пропорційно щільності тканин, що зустрічаються на його шляху, і несе інформацію про ступінь його ослаблення в кожному положенні сканування. Інтенсивність випромінювання у всіх проекціях порівнюється з величиною сигналу, що надходить з контрольного детектора, що реєструє вихідну енергію випромінювання відразу ж на виході променя з рентгенівської трубки.
Отже, формування показників поглинання (ослаблення) для кожної точки досліджуваного шару відбувається після обчислення відношення величини сигналу на виході рентгенівського випромінювача до значення його після проходження об'єкта дослідження (коефіцієнти поглинання).
У ЕОМ виконується математична реконструкція коефіцієнтів пог-лощіння і просторове їх розподіл на квадратній багатоклітинній матриці, а отримані зображення передаються для візуальної оцінки на екран дисплея.
За одне сканування отримують два дотичних між собою зрізу товщиною 10 мм кожний. Картина зрізу відновлюється на матриці розміром 160х160.
Отримані коефіцієнти поглинання виражають у відносних оди-ніцах шкали, нижня межа якої (-1000 ед.Н.) (ед.Н. - одиниці Хаунсфільда або числа комп'ютерної томографії) відповідає ослабленню рентгенівських променів у повітрі, верхня (+1000 ед.Н. ) - послаблення у кістках, а за нуль приймається коефіцієнт поглинання води. Різні тканини мозку і рідкі середовища мають різні за величиною коефіцієнти поглинання. Наприклад коефіцієнт поглинання жиру знаходиться в межах від -100 до 0 ед.Н., спинно-мозкової рідини - від 2 до 16 ед.Н., крові - від 28 до 62 ед.Н. Це забезпечує можливість отримувати на комп'ютерних томограмах основні структури мозку і багато патологічні процеси в них. Чутливість системи в уловлюванні перепаду рентгенівської щільності в звичайному режимі дослідження не перевищує 5 ед.Н., що становить 0,5%.
На екрані дисплея високим значенням щільності (наприклад, кістки) відповідає світлі ділянки, низьким - темні. Градаційна здатність екрана становить 15-16 напівтонових ступенів, розрізняє людським оком. На кожну ступінь, таким чином, доводиться близько 130 ед.Н.
Для повної реалізації високої роздільної здатності томографа по щільності в апараті передбачені кошти управління так званої ширини вікна і його рівня (положення), щоб дати рентгенологу можливість аналізувати зображення на різних ділянках шкали коефіцієнтів поглинання. Ширина вікна - це величина різниці найбільшого і найменшого коефіцієнтів поглинання, відповідна вказаною перепаду яскравості. Положення або рівень вікна (центр вікна) - це величина коефіцієнтів ослаблення, рівна середині вікна і обрана з умов найкращого виявлення густин цікавить групи структур або тканин. Найважливішою характеристикою є якість одержуваного зображення.
Відомо, що якість візуалізації анатомічних утворень головного мозку та вогнищ ураження залежить в основному від двох факторів: розміру матриці, на якій будується томограма, і перепаду показників поглинання. Величина матриці може справити значний вплив на точність діагностики. Так, кількість помилкових діагнозів при аналізі томограм на матриці 80х80 клітин становила 27%, а при роботі на матриці 160х160 - зменшилося до 11%.
Комп'ютерний томограф володіє двома видами роздільної спосіб-ності: просторової і по перепаду щільності. перший тип визначається розміром клітки матриці (зазвичай - 1,5 х1, 5 мм), другий дорівнює 5 ед.Н. (0,5%). Відповідно до цих характеристик теоретично можна розрізняти елементи зображення розміром 1,5 х1, 5 мм при перепаді щільності між ними не менше 5 ед.Н. (1%) вдається виявляти вогнища величиною не менш 6х6 мм, а при різниці в 30 ед.Н. (3%) - деталі розміром 3х3 мм. Звичайна рентгенографія дозволяє вловити мінімальну різницю по щільності між сусідніми ділянками в 10-20%. Однак при дуже значному перепаді густин поруч розташованих структур виникають специфічні для даного методу умови, що знижують його роздільну здатність, тому що при побудові зображення в цих випадках відбувається математичне усереднення і при цьому вогнища невеликих розмірів можуть бути не виявлені. Найчастіше це відбувається при невеликих зонах зниженої щільності, розташованих поблизу масивних кісткових структур (піраміди скроневих кісток) або кісток склепіння черепа. Важливою умовою для забезпечення проведення комп'ютерної томографії є нерухоме положення пацієнта, бо рух під час дослідження приводять до виникнення артефактів - наведень: смуг темного кольору від утворень з низьким коефіцієнтом поглинання (повітря) і білих смуг від структур з високим КП (кістка, металеві хірургічні кліпси ), що також знижує діагностичні можливості. [№ 3, стор 16-19]
ПОСИЛЕННЯ КОНТРАСТНОСТІ
Для отримання більш чіткого зображення патологічно змінених ділянок у головному мозку застосовують ефект посилення контрастності, ко-торих досягається внутрішньовенним введенням рентгеноконтрастної речовини, Збільшення щільності зображення на комп'ютерній томограмі після внутрішньовенного введення контрастної речовини пояснюється внутрішньо-і позасудинним компонентами. Внутрішньосудинне посилення знаходиться в прямій залежності від вмісту йоду в циркулюючої крові. При цьому збільшення концентрації на 100 мг йоду в 100 мл обумовлює величини абсорбції на 26 ед.Н. (Ед.Н. - одиниці Хаунсфільда або числа комп'ютерної томографії). При комп'ютерно-томографічних вимірах венозних проб після введення 60% контрастної речовини в дозі 1 мл на кг маси тіла, щільність потоку підвищується в середньому протягом 10 хв після ін'єкції, складає 39,2 плюс-мінус 9,8 ед.Н. Зміст контрастної речовини в крові, що протікає змінюється в результаті того, що відносно швидко починається виділення його нирками. Вже протягом перших 5 хв після болюсної ін'єкції концентрація речовини в крові в середньому знижується на 20%, у наступні 5 хв - на 13% і ще через 5 хв - на 5%.
Нормальне збільшення щільності мозку на комп'ютерній томограмі після введення контрастної речовини пов'язане з внутрішньосудинної концентрацією йоду. Можна отримати зображення судин діаметром до 1,5 мм, якщо рівень йоду в крові становить приблизно 4 мг / мл і за умови, що посудина розташований перпендикулярно до площини зрізу. Спостереження привели до висновку, що контрастне речовина накопичується в пухлинах. [№ 4, стор 17-19]
Цифровий рентгенографічний СИСТЕМИ
Перетворення традиційної рентгенограми в цифрової масив з подальшою можливістю обробки рентгенограм методами обчислювальної техніки стало поширеним процесом. Такі аналогові системи часто мають дуже жорсткі обмеження на експозицію з-за малого динамічного діапазону рентгенівської плівки. На відміну від аналогових прямі цифрові рентгенографічні системи дозволяють отримувати діагностичні зображення без проміжних носіїв, при будь-якому необхідному рівні дози, причому це зображення можна обробляти та відображати самими різними способами. [№ 6]
На рис.2 наведена схема типової цифровий рентгенографічної системи. Рентгенівська трубка і приймач зображення пов'язані з комп'ютером і управляються їм, а одержуване зображення запам'ятовується, обробляється (у цифровій формі) і відображається на телеекрані, сос-шають частина пульта управління (або пристрої виведення даних) опе-ратора-рентгенолога.
Аналогічні пульти управління можна застосовувати і в інших системах отримання зображення, наприклад на основі ядерного магнітного резонансу або комп'ютерної томографії. Цифрове зображення можна записати на магнітному носії, оптичному диску або ж на спеціальному записувальному пристрої, здатному постійно вести реєстрацію зображення на плівку в аналоговій формі.
Рис.2 Складові елементи цифрової системи одержання рентгенівських
зображень
У цифровій рентгенології можуть знайти застосування два класи приймачів зображення: приймачі з безпосереднім формуванням зображення і приймачі з частковою реєстрацією зображення, в яких повне зображення формується шляхом сканування або рентгенівським пучком, або на приймальний пристрій (скануюча проекційна рентгенографія). У цифровій рентгенографії застосовують підсилювач зображення, іонографіческую відеокамеру і з вимушеною люминисценции. Ці приймачі можуть безпосередньо формувати цифрові зображення без проміжної реєстрації та зберігання. Підсилювачі зображення не мають найкращий просторовим дозволом або контрастом, однак мають високу швидкодію. Аналого-цифрове перетворення флюорограми з числом точок у зображенні 512х512 може займати час менше 0,03 с. Навіть при числі точок 2048х2048 в зображенні час перетворення зображення в цифрову форму складає всього декілька секунд. Час зчитування зображення з пластини з вимушеною люминисценции або іо-нографіческой камери значно більше, хоча останнє вигідно отли-чає кращим дозволом і динамічним діапазоном.
Записане на фотоплівці зображення можна перетворити в цифрову форму з допомогою скануючого микроденситометрии, але будь-яка інформація, зафіксована на фотоплівці з дуже малої або, навпаки, занадто високою оптичною щільністю, буде спотворена через вплив характеристик плівки. У цифрову форму можна перетворити і ксеро-рентгенограму також за допомогою скануючого денситометра, що працює у відбитому світлі, або шляхом безпосереднього зчитування зарядового зображення з селеновій пластини. [№ 5, стор 99-100]
У Росії пряма цифрова рентгенографічна систему Інституту ядерної фізики (ІЯФ) СО РАН застосовується в декількох клінічних біль-сторінках. У цій системі рентгенівська плівка як реєстратор рентгенівського випромінювання замінена багатопроволкової пропорційної камерою. Така камера разом з електронними схемами посилення і формування імпульсів являє собою лінійку на 256 практично незалежних каналів, що мають чутливу поверхню 1х1 мм. (В останніх моделях 350 каналів і 0,5 х0, 5 мм.) Використання в лічильниках в якості робочого газу ксенону при тиску 3 кгс / см 2 забезпечує високу ефективність реєстрації випромінювання. Ця система може бути віднесена до класу іонографіческіх приладів для цифрової рентгенографії, що передають зображення на зовнішні пристрої відображення.
В інших цифрових рентгенографічних системах використовують твердотільні приймачі з високим коефіцієнтом поглинання рентгеновскогоізлученія.
В обох різновидах згаданих рентгенографічних систем при-змінюється метод сканування з порядкової реєстрацією зображення, ко-лось відтворюється в ціле на дисплеї комп'ютера (скануюча про-екціонная рентгенографія).
До другого класу цифрових рентгенографічних систем слід віднести люмінофори з пам'яттю і вимушеної люминисценции, яка затемрегістріруется. Це приймач з безпосереднім формуванням зображення. [№ 6]
Системи отримання зображення зі скануванням рентгенівським пучком і приймачем мають важливу перевагу, що полягає в тому, що в них добре пригнічується розсіювання. У цих системах один коліматор розташовується перед пацієнтом з метою обмеження первинного рентгенівського пучка до розмірів, необхідних для роботи приймача, а інший - за пацієнтом, щоб зменшити розсіювання. На рис.3 зображено лінійна скануюча система для отримання цифрового зображення грудної клітини. Приймачем в системі є смужка із оксисульфід гадолінію, зчитування інформації з якою ведеться лінійної матрицею з 1024 фотодіодів. Проекційні рентгенограми синтезуються також сканерами комп'ютерної томографії та виконують допоміжну роль при виділенні відповідного перерізу.
Головним недоліком скануючих систем є те, що більша частина корисної вихідної потужності рентгенівської трубки втрачається і що необхідні великі часи експозиції (до 10 с).
Рис.3 Система лінійного сканування для цифрової рентгенографії
грудної клітини.
Матриці зображення з 512х512 елементів може бути цілком достатньо для цілей цифровий флюороскопії, тоді як система рентгеноскопії грудної клітини може зажадати матриці з числом елементів 1024х1024 при розмірах елемента зображення 0,4 мм.
Число градацій в зображенні залежить від медичного призначення. Аналого-цифрового перетворення на 8 біт, що забезпечує точність 0,4%, цілком достатньо для реєстрації зашумлених зображень або великих масивів (меншою ступені градації яскравості відповідає більший рівень шуму), однак для низки додатків може знадобитися і 10-бітовий АЦП (точність 0, 1%).
Якщо потрібно швидкий доступ до інформації, отриманої за тривалий період часу, доцільно застосовувати оптичні диски. Ємність пам'яті 12-дюймового оптичного диска дорівнює приблизно 2 гігабайт, що відповідає 1900 зображень розміром 1024х1024 по 8 біт кожне (без стиснення даних). Для зчитування з оптичного диска може бути використано автоматичний пристрій знімання, що дозволяє забезпечити швидкий доступ до будь-якого зображення. Можливість роботи з усіма зображеннями в цифровій формі дуже приваблива, а системи, що виконують це, називаються системами зберігання і передачі зображення (СПХІ). [№ 5, стор 100-102]
Рис.5 Принципова схема взаємодії елементів системи отримання, обробки, зберігання та передачі рентгенівських діагностичних зображень.
На рис.5 зображена принципова схема взаємодії елементів системи отримання, обробки, зберігання та передачі рентгенівських діагностичних зображень.
Система представлена трьома каналами: 1) традиційна рентгенографія, 2) цифровий рентгенографічних установка, 3) рентгеноскопія (відеосигнал з УРІ).
Перший канал. Рентгенограми, отримані за допомогою традиційного процесу, надходять на обробку в напівтоновий графічний сканер, за допомогою якого рентгенодіагностичне зображення вводиться в пам'ять комп'ютера. Після цього таке перетворена рентгенограма може про-тись засобами комп'ютерної техніки, але в рамках вузького дина-мічного діапазону рентгенівської плівки. Це зображення може бути введено в електронний архів і вилучатись звідти на вимогу. Ця оцифрована рентгенограма вже нічим не відрізняється від прямих цифрових рентгенограм за доступністю засобів обробки.
Третій канал. Рентгенівські зображення з рентгенотелевізійних каналу ПРЗ можуть захоплюватися спеціалізованим адаптером відеовведення як в режимі реального часу, так і з відеомагнітофоном кадру. Остання переважно, тому що дозволяє при перегляді відеомагнітофонних зображень вибрати потрібний кадр для занесення її в архів. Об'єктом введення в електронний архів можуть бути будь-які зображення, одержувані при рентгеноскопії за допомогою УРІ.
Перший і третій канали дають можливість перетворити традиційні рентгенівські зображення (рентгенограми і кадри відеотелевізіонного тракту) в цифрове зображення. Цей прийом має особливе значення, тому що він представляє можливість достовірно порівняти зображення, отримані різними способами. Наступною перевагою перетворення є можливість приміщення його в електронний архів і виконання всіх операцій з цифровим зображенням. Слід особливо підкреслити можливість передачі зображення по комп'ютерних мережах, тому що в останні роки "погляди медиків фокусуються на передачe зображень" як основному засобі забезпечення доступу до матеріалів, що має колосальне значення як для діагностики, так і для процесів навчання.
Другий канал. Це власне канал цифровий рентгенографічної установки. Він складається з двох підсистем: автоматизованого робочого місця (АРМ) лаборанта та АРМ лікаря-рентгенолога (ВР), об'єднаних в локальну мережу. В АРМ рентгенолаборанта відбувається внесення відомостей про хворого, необхідних організаційних і клінічних даних і керування процесом реєстрації зображення (синхронне включення сканера і високої напруги та ін.) Після отримання рентгенівського зображення воно і відомості про пацієнта по локальній мережі надходять в АРМ ВР. При цьому процес рентгенографії і передачі зображень від АРМ лаборанта в АРМ лікаря відбувається без зволікань і в реальному часі, не перериваючи роботи лікаря ні на одному щаблі, тобто відбувається безперервна і незалежна робота на обох робочих місцях. На АРМ ВР виконуються програмна обробка зображень для вилучення діагностичної інформації, пошук попередніх зображень пацієнтів і порівняння із знов отриманими, реєстрація нових пацієнтів і зображень у базі даних, приведення їх до формату, оптимальному для архівування, та інші маніпуляції, доступні електронних технологій персонального комп'ютера. Програмне забезпечення дозволяє лікарю-рентгенолога при необхідності і створити тверді копії зображень на лазерному принтері (цей спосіб отримання твердих копій трохи поступається в точності передачі діагностичних зображень теплопечаті або поляроїдних фотопроцесу, але значно дешевше всіх інших способів відтворення зображення); при наявності мережевого зв'язку дозволяє передати їх клінічні підрозділи, зв'язатися з консультаційними центрами або центральним архівом по електронному зв'язку. Блок бази даних, що є серцевиною системи, формалізує всі етапи роботи з пацієнтом від внесення даних лаборантом до розміщення в архівне зберігання, дозволяє лікарю-рентгенолога створювати всі види стандартної звітності, а також аналізувати проведену роботу за цільовими вибірках. Кінцевим етапом роботи з цифровим зображенням всіх трьох видів є його архівування на магнітний або оптичний носій. [№ 6]
Склад технічних засобів АМР ВР.
Вибір технічних засобів для АМР ВР багато в чому залежить від типу розв'язуваних завдань. Зазвичай в якості технічної бази для АМР обробки зображень використовують графічні станції або персональні комп'юте-ри. Графічні станції, створені перш за все для рішень завдань ма-шинної графіки, обладнані спеціальними графічними процесорами, які прискорюють процедури побудови графічних примітивів (особливо тривимірних). Для задач обробки та аналізу зображень більш істотна швидкість обробки відеоданих. Тому в якості технічної бази АМР ВР використана широко розповсюджена і дешева ПЕОМ типу IBM PC / AT.
Рис.4 Блок-схема технічних засобів АМР ВР.
1-негатоскоп; 2-телевізійна камера; 3-ПЕОМ; 4-фрейм-граб-
бер; 5-телемоніторів.
Практична робота показала, що продуктивність персонального комп'ютера в багатьох випадках достатня, щоб виконувати завдання обробки відеоданих в реальному часі лікаря. Крім того ПЕОМ мають потужні технічні та програмні засоби для організації "віконного" людино-машинного діалогу.
При використанні зображень, записаних в аналоговому вигляді, наприклад рентгенограм, необхідний пристрій для введення і візуалізації їх в ЕОМ. В якості такого пристрою зручно використовувати фрейм-граббер конструктивно оформлений у вигляді плати, розташованої в корпусі ПЕОМ. Також необхідно мати телекамеру з об'єктивом, світловий стіл для підсвічування рентгенограм (негатоскоп) та телемонітора для візуалізації зображень (рис. 4). Пристрій цифрового введення і візуалізації зображень має забезпечувати високу якість представлення медичних зображень, щоб при їх використанні не губилася важлива діагностична інформація.
[№ 7]
ОБЛАСТІ ЗАСТОСУВАННЯ І ПЕРЕВАГИ ЦИФРОВИХ СИСТЕМ
До переваг цифрових рентгенографічних систем належать такі чотири фактори: цифрове відображення зображення; знижена доза опромінення; цифрова обробка зображень; цифрове зберігання і поліпшення якості зображень.
Розглянемо перше перевагу, пов'язану з відображенням цифрової інформації. Розкладання зображення за рівнями яскравості на екрані стано-вится повною мірою доступним для користувача. Весь діапазон оптичних яркостей може бути використаний для відображення лише однієї ділянки зображення, що призводить до підвищення контрасту в області, що цікавить. У розпорядженні оператора є алгоритми для аналогової обробки зображення з метою оптимального використання можливостей систем відображення. [№ 5, стор 103]
Це властивість цифрової рентгенографії також дає можливість знизити променеве навантаження на пацієнта шляхом зменшення кількості рентгенограм для отримання діагностичної інформації (тієї ж корисності).
Цифрове відображення при його комп'ютерній обробці дозволяє витягти кількісну та якісну інформацію і таким чином пе-рейт від інтуїтивно-емпіричного способу зображення до об'єктивно через вимірювань.
Істотним переваг цифрової рентгенографії перед екранно-плівковим процесом є простота і швидкість отримання зображення. Зображення стає доступним аналізу лікарем-рентгенологом у момент закінчення експозиції. [№ 6]
Друга перевага цифрової рентгенології - можливість зниження дози опромінення. Якщо у звичайній рентгенології доза опромінення залежить від чутливості приймача зображення і динамічного діапазону плівки, то в цифровий рентгенології обидва ці показники можуть виявитися несуттєвими. Зниження дози можна досягти установкою експозиції, при якій підтримується необхідний рівень шуму в зображенні. Подальше зменшення дози можливо шляхом підбору такої довжини хвилі рентгенівського випромінювання, яка забезпечувала б мінімальну дозу при даному відношенні сигнал / шум, а також шляхом ліквідації будь-яких втрат контрасту за допомогою описаних вище методів відображення цифрових зображень.
Третя перевага цифрової рентгенології - це можливість цифрової обробки зображень. Рентгенолог повинен виявити аномальні про-разования на ускладненою фоном нормальній структурі біотканини. Він може не помітити дрібних деталей у зображенні, які система дозволяє, або пропустити слабоконтрастних структуру, видиму на тлі шумів изоб-раженія, через складний будови оточуючих (або сверхлежащіх) тканин. Субстракціонний метод в рентгенографії дозволяє усунути більшу частину паразитної фонової структури й тим самим збільшити ймовірність виявлення важливих деталей на рентгенограмі. Комп'ютерну томографію можна розглядати як окремий випадок методу субстракціонной рентген-нографіі, в якому зі звичайних проекційних зображень усувається інформація про вищерозміщених структурах. [№ 5, стр.103-104]
Особлива цінність застосування цифрової рентгенографії полягає в можливості повної відмови від рентгенівської плівки і пов'язаного з нею фотохімічного процесу. Це робить рентгенологічне дослідження екологічно чистіше, а зберігання інформації в цифровому вигляді дозволяє створити легкодоступні рентгенівські архіви. Нові кількісні форми обробки інформації відкривають широкі можливості стандартизації отримання зображень, приведення їх до стандарту якості в момент по-жання і при відстрочених повторних дослідженнях. Важлива відкритому няється можливість передачі зображення на будь-які відстані при по-мощі засобів комп'ютерних комунікацій.
Наведені міркування з достатньою наочністю демонструють прогресивність впровадження в практику цифрової рентгенографії, яка зможе перевести діагностичну рентгенологію на новий більш високий технологічний рівень. Відмова від дорогих витратних матеріалів виявляє і її високу економічну ефективність, що в поєднанні з можливістю зменшення променевих навантажень на пацієнтів робить її при-трансформаційних змін в практиці особливо привабливим. [№ 6]
СПИСОК ЛІТЕРАТУРИ:
1. Розенштраух Л.С.
Невидиме стало зримим (успіхи і проблеми променевої діагностики) .- М.: Знание, 1987 .- 64 с.
2. Томографія грудної клітини / Помозгов А.І., Терновий С.К., Бабин Я.С., Лепихин Н.М. - К.: Здоров'я, 1992 .- 288 с.
3. Комп'ютерна томографія мозку. Верещагін Н.В., Брагіна Л.К., Вавілов С.Б., Левіна Г.Я. - М.: Медицина, 1986.-256 с.
4. Коновалов А.Н., Корнієнко В.М.
Комп'ютерна томографія в нейрохірургічної клініці .-
М.: Медицина, 1988. - 346 с.
5. Фізика візуалізації зображень в медицині: У 2-х томах.
Т.1: Пер. з англ. / Под ред. С. Уебба .- М.: Світ, 1991 .- 408 с.
6. Антонов А.О., Антонов О.С., Литкін С.О. / / Мед.техніка.-1995 .- № 3 - с.3-6
7. Бєлікова Т.П., Лапшин В.В., Яшунського Н.І. / / Мед.техніка.-1995 .- № 1-с.7
Міністерство загальної та професійної освіти Російської
Федерації
Володимирський державний технічний університет
Радіотехнічний факультет
Кафедра РТ і РС
Дослідницька робота
Засоби візуалізації зображень в комп'ютерній томографії та
цифрових рентгенографічних системах
Виконав студент гр. МЗС-194
Нефедьєв В.В.
Науковий керівник Поздняков А.Д.
Володимир 1996
Цифрова рентгенографія з екрана електронно-оптичного перетворювача (ЕОП)
Система рентгенографії з екрану ЕОП (рис. 5) складається, як і звичайна система електронно-оптичного перетворення для просвічування, з ЕОП, телевізійного тракту з високою роздільною здатністю, рентгенівського високовольтного генератора і рентгенівського випромінювача. Сюди ж входить штатив для дослідження, цифровий перетворювач зображення та інші компоненти.
При звичайній методиці рентгенографії з екрану ЕОП за допомогою 100 мм фотокамери або кінокамери перезнімає оптичне зображення на вихідному екрані перетворювача.
У цифровій же системі сигнал, що надходить з відеокамери, аналого-цифровим перетворювачем трансформується в набір цифрових даних і передається в накопичувальний пристрій. Потім ці дані, відповідно до обраних дослідником параметрами, комп'ютерний пристрій переводить у видиме зображення.
Рис.5 Цифрова рентгенографія з екрана ЕОП
1-генератор; 2-рентгенівська трубка; 3-пацієнт, 4-ЕОП; 5-відеокамера;
6-аналого-цифровий перетворювач; 7-накопичувач зображень;
8-відеопроцесор; 9-мережу; 10-цифро-аналоговий перетворювач;
11-монітор; 12-знімок; 13-рентгенолог.
Цифрова люмінесцентна рентгенографія (ЦЛР)
Застосовувані в ЦЛР (рис.6) пластини-приймачі зображення після їх експонування рентгенівським випромінюванням послідовно, точка за точкою, скануються спеціальним лазерним пристроєм, а що виникає в процесі лазерного сканування світловий пучок трансформується у цифровий сигнал. Після цифрового посилення контурів і контрастності елементів зображення воно лазерним принтером друкується на плівці або відтворюється на телевізійному моніторі робочої консолі. Люмінесцентні пластини-накопичувачі випускаються в стандартних формах рентгенівської плівки, поміщаються замість звичайних комплектів "плівка-підсилюючий екран" у касету і застосовуються у звичайних рентгенівських апаратах.
Така пластина має значно більшу експозиційної широтою, ніж загальноприйняті комбінації плівка-екран, завдяки чому значно розширюється інтервал між недо-і переекспонування. Цим способом можна одержувати досить контрастні зображення навіть при різко зниженою експозиційної дози, нижньою межею якої є лише рівень квантового шуму. Тому навіть при рентгенографії в палаті біля ліжка хворого методика ЦЛР гарантує отримання якісного знімка.
При ЦЛР використовуються цифрові перетворювачі, просторове вирішення яких вище, ніж у більшості використовуваних в даний час для звичайної рентгенографії комбінацій екран-плівка. Все ж особливою перевагою ЦЛР є передача малоконтрастних деталей, тоді як передача дуже дрібних деталей, таких, наприклад, як мікрокальценати в молочній залозі, залишається прерогативою рентгенографії на рентгенівській плівці.
Рис. 6 Цифрова люмінісцентна рентгенографія.
1-генератор; 2-рентгенівська трубка; 3-пацієнт, 4-запам'ятовуюча
пластина; 5-яке транспортує пристрій; 6-аналого-цифровий
перетворювач; 7-накопичувач зображень; 8-відеопроцесор; 9-мережу;
10-цифро-аналоговий перетворювач; 11-монітор; 12-знімок;
13-рентгенолог.
Селенова рентгенографія
Селенові детектори представляють собою новітню систему цифрової рентгенографії (рис. 7). Основною частиною такого пристрою служить детектор у вигляді барабана, вкритого шаром аморфного селену. Селенова рентгенографія в даний час використовується тільки в системах рентгенографії грудної клітини. Характерна для знімків грудної клітки висока контрастність між легеневими полями та областю середостіння при цифровій обробці згладжується, не зменшуючи при цьому контрастності деталей зображення. Іншою перевагою селенового детектора є високий коефіцієнт відношення сигнал / шум.
Рис.5 Цифрова селенова рентгенографія.
1-генератор; 2-рентгенівська трубка; 3-пацієнт, 4-селеновий барабан;
5-скануючі електроди + підсилювач; 6-аналого-цифровий перетворення
Ватель; 7-накопичувач зображень; 8-відеопроцесор; 9-мережу;
10-цифро-аналоговий перетворювач; 11-монітор; 12-знімок;
13-рентгенолог.