Комп`ютерна томографія

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 у 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 стало 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 рентгенодіагностиці 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 можливості 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 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 інформації 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 обертальне (1O) рух при постійному включенні рентгенівського випромінювання. Такий пристрій томографа дозволяло отримати томограму за 4 -
20 хв.
Рентгенівські томографи з подібним пристроєм (I покоління) застосовувалися 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 діагностичної 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
1974р. комп'ютерних томографів, що містять кілька детекторів. Після поступального руху, яке проводилося швидше, ніж у апаратів
I покоління, трубка з детекторами робила поворот на 3-10o, 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 360O. 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 360o. 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 комп'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% (залежно від виду органу) досліджень, доступних "великим" Комп'ютерна томографія. [№ 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;
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; О1, О2-точки, що знаходяться вище і нижче виділяється шару; О `, О ``-проекції точки О на плівці при початковому і кінцевому положеннях фокусу рентгенівської трубки; О1`, O1 ` `-проекції точки О1 на плівці при тих же положеннях фокусу трубки; О2`, О2 ``-проекції точки О2 при тих же положеннях фокусу трубки; О `` `-проекції всіх точок на плівці при нульовому положенні рентгенівської трубки.
3. нерухомий приймач випромінювання та рухомі об'єкт і джерело випромінювання. Найбільш поширені томографи з синхронним переміщенням трубки і плівки в протилежних напрямках при 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 F1 в положення F2, 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 О1 і О2, що знаходяться поза виділяється шару, з переміщенням трубки і плівки змінюють своє положення на плівці і, отже, їх зображення буде нечітким, що розмазав. Доведено, 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 площині 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 переміщення 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 (обраною висотою 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 плівками. 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, що потрапляє 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 зображення
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 підвищення променевого навантаження, застосування більшої первинної матриці - до збільшення часу обробки зрізу або необхідності встановлювати 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:
4. формування необхідної ширини рентгенівського променя (коллімірованіе);
5. сканування голови пучком рентгенівського випромінювання, здійснюваного рухом (обертальним і поступальним) навколо нерухомої голови пацієнта пристрої "випромінювач - детектори";
6. вимір випромінювання та визначення його ослаблення з подальшим перетворенням результатів в цифрову форму;
7. машинний (комп'ютерний) синтез томограми за сукупністю даних вимірювання, що відносяться до обраного шару;
8. побудова зображення досліджуваного шару на екрані відеомонітора
(Дисплея).
У системах комп'ютерних томографів сканування і отримання зображення відбуваються таким чином. Рентгенівська трубка в режимі випромінювання
"Обходить" голову по дузі 240O, зупиняючись через кожні 3O цієї дуги і роблячи поздовжнє переміщення. На одній осі з рентгенівським випромінювачем закріплені детектори - кристали йодистого натрію, перетворюють іонізуюче випромінювання в світлове. Остання потрапляє на фотоелектронні помножувачі, що перетворюють цю видиму частину в електричні сигнали.
Електричні сигнали піддаються посиленню, а потім перетворення на цифри, які вводять в ЕОМ. Рентгенівський 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 поглинання 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 одиницях 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 здатності: 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, яких 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]
СПИСОК ЛІТЕРАТУРИ:
1. Розенштраух Л.С.
Невидиме стало зримим (успіхи і проблеми променевої діагностики) .- М.:
Знання, 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 клініке.-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