Цей файл взят из коллекции Medinfo http://www.doktor.ru/medinfo http://medinfo.home.ml.org

E-mail: [email protected] or [email protected] or [email protected]

FidoNet 2:5030/434 Andrey Novicov

Пишемо реферати на замовлення - e-mail: [email protected]

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 < br>ФІЗИЧНІ ТА ТЕХНІЧНІ ОСНОВИ ТОМОГРАФІЇ

ПРИНЦИПИ ОСВІТИ Пошарове

ЗОБРАЖЕННЯ ........................... ..... 4

ОТРИМАННЯ КОМП'ЮТЕРНОЇ

томограми ........................... ........................... 8

ПОСИЛЕННЯ
Контрастність ................................................. ..............

................... 10
ЦИФРОВІ Рентгенографічне СИСТЕМИ ... ................................. 11

СКЛАД ТЕХНІЧНИХ ЗАСОБІВ АМР < p> ВР ............................................... ............. 17

ГАЛУЗІ ВИКОРИСТАННЯ І ПЕРЕВАГИ ЦИФРОВИХ СИСТЕМ .................. 18

СПИСОК
ЛІТЕРАТУРИ ................................................. .................

.......................... 20

ВСТУП

Давня латинська приказка говорить: "Diagnosis cetra - ullae therapiaefundamentum "(" Достовірний діагноз - основа будь-якого лікування "). НаПротягом багатьох століть зусилля лікарів були спрямовані на вирішеннязапеклій завдання - поліпшення розпізнавання захворювань людини.

Потреба в метод, який дозволив би заглянути всередину чоло -веческого тіла, не пошкоджуючи його, була величезною, хоча і не завждиусвідомленої. Адже всі відомості, що стосуються нормальної і патологічноїанатомії людини, були засновані тільки на вивченні трупів. Після того,як в Європі стали широко вивчатися розтину трупів, лікарі змогли вивчитибудова органів людини, а також зміни, які вони зазнають притих чи інших захворюваннях.

Яку величезну користь приніс би безпосередній огляд челове -тичного організму, якби він став раптом "прозорим"! І навряд чи хто -небудь з учених минулого міг припустити, що ця мрія цілкомздійсненна.

Потреба побачити не оболонку, а структуру організму живоголюдини, її анатомію та фізіологію була настільки нагальною, що, количудові промені, які дозволяли здійснити це на практиці, були нарештівідкриті, зазвичай консервативні і часто недовірливі до нововведень лікарімайже відразу зрозуміли, що в медицині настала нова ера.

Уже в перші дні і тижні після того, як стало відомо проіснування і властивості цих променів, лікарі різних країн почализастосовувати їх для дослідження найважливіших органів і систем людськоготіла. Протягом першого ж року з'явилися сотні наукових повідомлень вдруку, присвячених результатами таких досліджень.

Кількість повідомлень в наступні роки поступово зростала. З'ясовуються всінові можливості рентгенологічного методу. З'явилися перші книги,присвячені цим методом. Незабаром ця література стала неозорої.

У 1946 р. відомий радянський клініцист і організатор охорони здоров'я
Н. Н. пріорів на засіданні, присвяченому 50-річчю рентгенології, говорив:
"Що стало б сьогодні з фізіатріей і урології, гінекології таотоларингології, неврології та онкологією, хірургією та ортопедії,офтальмології і травматології, якби позбавити їх того, що даларентгенологія в області діагностики і лікування? "

Але процес науки і техніки нестримний. Не встигли лікарі повністюосвоїти можливості рентгенівських променів в діагностиці, як з'явилисяінші методи, що дозволяють отримати зображення внутрішніх органівлюдину, що доповнюють дані рентгенологічного дослідження. До нихвідносяться радіонуклеідное та ультразвукове дослідження, теплобачення,ядерно-магнітний резонанс, фотонна емісія і деякі інші методи, щеякі не отримали широкого розповсюдження.

Ці способи засновані на використанні близьких за своєю природоюхвильових коливань, для проникнення яких тканини людського тіла неє непереборною перешкодою. Вони об'єднуються і тим, що врезультаті взаємодії хвильових коливань з органами та тканинами ор -ганізма на різних приймальниках - екрані, плівці, папері та ін - виникаютьїхні зображення, розшифровка яких дозволяє судити про стан різниханатомічних утворень.

Такими чином, усі зазначені методи принципово близькі рентген -нодіагностіке як за своєю природою, так і за характером кінцевогорезультату їх застосування.

Впровадження у практику цих методів (поряд з рентгенології) призвело довиникнення нової великої медичної дисципліни, що отримала за кордономназва діагностичної радіології (від латинського radius - промінь), а у нас --променевої діагностики.

Можливості цієї дисципліни в розпізнаванні захворювань людинидосить великі. Їй доступні практично всі органи і системи людини, всеанатомічні утворення, розміри яких вище мікроскопічних.

На відміну від класичних медичних методик (пальпації, перкусії,аускультації) основним аналізатором інформації, що отримується способамипроменевої діагностики, є орган зору, за допомогою якого миотримуємо близько 90% відомостей про навколишній світ, і притому найбільшдостовірних. Коли широка мережа медичних установ буде оснащенависокоякісної апаратурою, що дозволяє використовувати всі можливостіпроменевої діагностики, а лікарі, що працюють в цих закладах, будуть навченіповодження з цієї складної апаратурою і, головне, повноцінної розшифровціодержуваних з її допомогою зображень, діагностика основних захворюваньлюдини стане більш ранньої та достовірної не тільки у великих науково -дослідницьких і клінічних центрах, а й на передовому краї нашогоохорони здоров'я - в поліклініках та районних лікарнях. У цихустановах працює основна маса лікарів. Саме сюди звертаєтьсяпереважна більшість хворих при виникненні будь-яких тривожнихсимптомів. Від рівня роботи саме цих лікувально-діагностичних закладівв кінцевому підсумку залежить рання та своєчасна діагностика, аотже багато в чому і результати лікування переважної більшостіхвороб. [№ 1, стор 3-6]

РОЗВИТОК КОМП'ЮТЕРНОЇ ТОМОГРАФІЇ

Винахід рентгенівської томографії з обробкою отриманої ін -формації на ЕОМ зробило переворот в області отримання зображення вмедицині. Вперше повідомив про новий метод інженер G. Hounsfield (1972).
Апарат, виготовлений і випробуваний групою інженерів англійськоїфірми "EMI", отримав назву ЕМІ-сканера. Його застосовували лише длядослідження головного мозку.

G. Hounsfield у своєму апараті використав кристалічний детектор зфотоелектронні помножувачі (ФЕУ), проте джерелом була трубка, жорсткопов'язана з детектором, яка робила спочатку поступальний, а потімобертальний (1o) рух при постійному включенні рентгенівськоговипромінювання. 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 яквеликим часом дослідження (візуалізації тільки нерухомих об'єктах-тів),так і малим діаметром зони томографірованія до (24 см). Однак що отримуєтьсязображення несло велику кількість додаткової діаг-ностіческойінформації, що послужило поштовхом не тільки до клінічного застосування новоїметодики, але і до подальшого вдосконалення самої апаратури.

Другим етапом у становленні нового методу дослідження був випуск до
1974 комп'ютерних томографів, що містять кілька детекторів. Післяпоступального руху, яке проводилося швидше, ніж у апаратів
I покоління, трубка з детекторами робила поворот на 3-10o, щосприяло прискоренню дослідження, зменшення променевого навантаження напацієнта і поліпшення якості зображення. Однак час отримання однієїтомограми (20-60 с) значно обмежувало застосування томографів IIпокоління для дослідження всього тіла з огляду на неминучих артефактів,що з'являються з-за довільних і мимовільних рухів. Аксіальнийрентгенівські комп'ютерні томографи даної генерації знайшли широкезастосування для дослідження головного мозку в неврологічних інейрохірургічних клініках.

Отримання якісного зображення зрізу тіла людини на будь-якомурівні стало можливим після розробки у 1976-1977 рр.. комп'ютернихтомографів III покоління. Принципова відмінність їх полягало в тому, щобуло виключено поступальний рух системи трубка-детектори,збільшені діаметр зони дослідження до 50-70 см і первинна матрицякомп'ютера (фірми "Дженерал Електрик", "Пікер", "Сіменс", "Тошиба",
"ЦЖР"). Це призвело до того, що одну томограму стало можливим отриматиза 3-5 с при обороті системи трубка-детектори на 360o. Якістьзображення значно покращився і стало можливим обстеженнявнутрішніх органів.

З 1979 р. деякі провідні фірми почали випускати комп'ютернітомографи IV покоління. Детектори (1100-1200 шт.) В цих апаратахрозташовані по кільцю і не обертаються. Рухається тільки рентгенівськатрубка, що дозволяє зменшити час отримання томограми до 1-1,5 с приповороті трубки на 360o. Це, а також збір інформації під різними кутамизбільшує обсяг отримуваних відомостей при зменшенні витрат часу натомограму.

У 1986 р. відбувся якісний стрибок у апаратобудуванні длярентгенівської комп'ютерної томографії. Фірмою "Іматрон" випущений компь -ютерний томограф V покоління, що працює в реальному масштабі часу. У
1988 комп'ютерний томограф "Іматрон" купила фірма "Пікер" (США) ітепер він називається "Фастрек".

З огляду на зацікавленість клінік у придбанні комп'ютернихтомографів, з 1986 р. визначився напрямок з випуску "дешевих"компактних систем для поліклінік і невеликих лікарень (М250, "Меди -тек "; 2000т," Шімадзу "; СТ МАХ," Дженерал Електрик "). Володіючи деякимиобмеженнями, пов'язаними з числом детекторів або часом і обсягомінформації, що збирається, ці апарати дозволяють виконувати 75-95% (в за -лежно від виду органу) досліджень, доступних "великим" комп'ютер-нимтомографа. [№ 2, стор 8-10]

ФІЗИЧНІ ТА ТЕХНІЧНІ ОСНОВИ ТОМОГРАФІЇ

Принципи освіти пошарового зображення

При виконанні звичайної рентгенограми три компоненти - плівка,об'єкт і рентгенівська трубка - залишаються в спокої. Томографічний ефектможна отримати при наступних комбінаціях: 1) нерухомий об'єкт ірухомі джерело (рентгенівська трубка) і приймач (рентгенографічних плівка, селенових пластина, кристалічний детектор і т.п.) випромінювання;
2) нерухомий джерело випромінювання і рухомі об'єкт і приймачвипромінювання; 3) нерухомий приймач випромінювання і рухомі об'єкт іджерело випромінювання. Найбільш поширені томографи з синхроннимпереміщенням трубки і плівки в протилежних напрямках при

Рис.1 Принцип освіти пошарового зображення.

F0, F1, F2-нульове, початкове і кінцеве положення фокусурентгенівської трубки; j-1/2 кута повороту трубки; S-поверхню столу; Т -об'єкт дослідження; О-точка виділяється шару; О1, О2-точки,що знаходяться вище і нижче виділяється шару; О `, О ``-проекціїточки О на плівці при початковому і кінцевому положеннях фокуса рентгенівської трубки; О1 `, O1 ``-проекції точки О1 на плівці при тих же положенняхфокуса трубки; О2 `, О2 ``-проекції точки О2 при тих же положеннях фокусутрубки; Про `` `-проекції всіх точок на плівці при нульовому положеннірентгенівської трубки.

нерухомому об'єкті дослідження. Рентгенівський випромінювач та касети -тримач з приймачем випромінювання (рентгенівська плівка, селеновихпластина) з'єднують жорстко за допомогою металевого важеля. Вісь обертанняважеля (переміщення трубки і плівки) знаходиться над рівнем столу і її можнадовільно переміщати.

Як показано на рис.1, при переміщенні трубки з положення F1 уположення F2, проекція точки О, яка відповідає осі обертанняважеля, буде постійно перебувати в одному і тому ж місці плівки. Проекціяточки Про нерухома щодо плівки і, отже, її зображеннябуде чітким. Проекції точок О1 і О2, що знаходяться поза виділяється шару, зпереміщенням трубки і плівки змінюють своє положення на плівці і,отже, їх зображення буде нечітким, размазанним.Доказано, щогеометричним місцем точок, проекції яких при русі системинерухомі щодо плівки, є площина, паралельнаплощині плівки і що проходить через вісь закінчення системи. На томограмі,таким чином, будуть чіткими зображення всіх точок, що знаходяться вплощині на рівні осі обертання системи, тобто в виділяєтьсятомографічної шарі.

На малюнку показано переміщення трубки і плівки по траєкторіїпряма-пряма, тобто по паралельних прямолінійним направляють. Такітомографи, які мають найпростішу конструкцію, отримали найбільшупоширення. У томографах з траєкторіями дуга-дуга, дуга-прямагеометричним місцем точок, проекції яких при русі системинерухомі щодо плівки, є площина, паралельні Плос -кістки плівки і що проходить через вісь хитання системи; виділяється шартакож плоскої форми. Через більш складної конструкції ці томографи отрималименшого поширення.

Описані вище апарати відносяться до лінійних томографа (з лінійнимитраєкторіями), так як проекції траєкторій руху системи трубка-плівкана що виділяється площину мають вигляд прямої лінії, а тіні розмазування маютьпрямолінійну форму.

За кут повороту (гойдання) трубки 2j в таких томографах беруть кутїї повороту з одного крайнього положення в інше; переміщення трубки віднульового положення одно j.

У томографах з нелінійним розмазування переміщення системи трубка --плівка відбувається за криволінійним траєкторіях - кола, еліпса,гіпоціклоіде, спіралі. При цьому відношення відстаней фокус трубки --центр обертання і центр обертання - плівка зберігається постійним. І в цихвипадках доведено, що геометричним місцем точок, проекції яких прирусі 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 кривими траєкторіями руху системи.
Розмазується зображення повторюють на плівці траєкторію переміщення фокусурентгенівської трубки.

При симультанної (багатошарової) томографії в один прийом (одне пе -ремещеніе трубки і плівки в протилежних напрямках) отримуютькілька томограм завдяки розташуванню в одній касеті декількохплівок, розташованих на деякій відстані один від одного. Проекціязображення 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 нижележащиепаралельні до осі руху системи шари, відстані між якимиприблизно рівні відстаней між пленкамі.Основним недоліком поздовжньоїтомографії є те, що розпливчасті зображення вище-і нижчихплощин з небажаною інформацією зменшують природнуконтрастність. Внаслідок цього сприйняття в виділяється шарі тканин зневисокою контрастністю погіршується.

Зазначеного недоліку позбавлена аксіальна комп'ютерна рентгенівськатомографія. Це пояснюється тим, що суворо коллімірованний пучокрентгенівського випромінювання проходить тільки через ту площину, якацікавить лікаря. При цьому реєстрація розсіяного випромінювання зведена домінімуму, що значно покращує візуалізацію тканин, особливо малоконтрастних. Зниження реєстрації розсіяного випромінювання при комп'ютернійтомографії здійснюється коліматорами, один з яких розташований навихід рентгенівського пучка з трубки, інший - перед складанням детекторів.

Відомо, що при однаковій енергії рентгенівського випромінювання матеріалз більшою відносною молекулярною масою буде поглинатирентгенівське випромінювання більшою мірою, ніж речовина з меншоювідносною молекулярною масою. Подібне ослаблення рентгенівськогопучка може бути легко зафіксовано. Однак на практиці ми маємо справу забсолютно неоднорідним об'єктом - тілом людини. Тому частотрапляється, що детектори фіксують кілька рентгенівських пучківоднакової інтенсивності в той час, як вони пройшли через абсолютнорізні середовища. Це спостерігається, наприклад, при проходженні черезоднорідний об'єкт достатньої довжини і неоднорідний об'єкт з такоюж сумарною щільністю.

Пр?? поздовжньої томографії різницю між щільністю окремихділянок визначити неможливо, оскільки "тіні" ділянок накладаютьсяодин на одного. За допомогою комп'ютерної томографії вирішена і це завдання, такяк при обертанні рентгенівської трубки навколо тіла пацієнта детекториреєструють 1,5 - 6 млн сигналів з різних точок (проекцій) і, щоособливо важливо, кожна точка багаторазово проектується на різнінавколишні точки.

При реєстрації ослабленого рентгенівського випромінювання на кожномудетекторі порушується струм, який відповідає величині випромінювання, попа -дає на детектор. У системі збору даних струм від кожного детектора (500 -
2400 шт.) Перетворюється в цифровий сигнал і після підсилення подається в ЕОМдля обробки та зберігання. Тільки після цього починається власнепроцес відновлення зображення.

Відновлення зображення зрізу за сумою зібраних проекцій єнадзвичайно складним процесом, і кінцевий результат являє собоюякусь матрицю з відносними числами, що відповідає рівню поглинаннякожної точки окремо.

У комп'ютерних томографах застосовуються матриці первинного зображені вання
256х256, 320х320, 512х512 і 1024х1024 елементів. Якість зображеннязростає при збільшенні числа детекторів, збільшення кількостіреєстрованих проекцій за один оборот трубки і при збільшенні первинноїматриці. Збільшення кількості реєстрованих проекцій веде до з підвищенняпроменевого навантаження, застосування більшої первинної матриці - до збільшеннячасу обробки зрізу або необхідності встановлювати до-полнітельниеспеціальні процесори відеозображення. [№ 2, стор 10-13]

ОТРИМАННЯ комп'ютерні томограми

Отримання комп'ютерної томограми (зрізу) голови на вибраномурівні грунтується на виконанні наступних операцій: 1) формуваннянеобхідної ширини рентгенівського променя (коллімірованіе); 2) скануванняголови пучком рентгенівського випромінювання, що здійснюється рухом
(обертальним і поступальним) навколо нерухомої голови пацієнтапристрої "излучатель - детектори"; 3) вимірювання випромінювання та визначенняйого ослаблення з подальшим перетворенням результатів в цифрову форму;
4) машинний (комп'ютерний) синтез томограми за сукупністю данихвимірювання, що відносяться до вибраного шару; 5) побудова зображеннядосліджуваного шару на екрані відеомонітора (дисплея).

У системах комп'ютерних томографів сканування та отримання изоб -раженія відбуваються таким чином. Рентгенівська трубка в режимівипромінювання "обходить" голову по дузі 240о, зупиняючись через кожні 3Оцієї дуги і роблячи поздовжнє переміщення. На одній осі з рентгенівськимвипромінювачем закріплені детектори - кристали йодистого натрію,перетворюють іонізуюче випромінювання в световое.Последнее потрапляє нафотоелектронні помножувачі, що перетворюють цю видиму частину в електричнісігнали.Електріческіе сигнали піддаються посиленню, а потімперетворення на цифри, які вводять в ЕВМ.Рентгеновскій промінь, пройшовши черезсереду поглинання, послаблюється пропорційно щільностітканин, що зустрічаються на його шляху, і несе інформацію про ступінь йогоослаблення в кожному положенні сканування. Інтенсивність випромінювання увсіх проекціях порівнюється з величиною сигналу, що надходить з контрольногодетектора, що реєструє вихідну енергію випромінювання відразу ж на виходіпроменя з рентгенівської трубки.

Отже, формування показників поглинання (ослаблення) длякожної точки досліджуваного шару відбувається після обчислення відносинивеличини сигналу на виході рентгенівського випромінювача до значення йогопісля проходження об'єкта дослідження (коефіцієнти поглинання).

У ЕОМ виконується математична реконструкція коефіцієнтів пог -лощена і просторове їх розподіл на квадратної багатоклітиннійматриці, а отримані зображення передаються для візуальної оцінки на екрандисплея.

За одне сканування отримують два дотичних між собоюзрізу товщиною 10 мм кожний. Картина зрізу відновлюється на матрицірозміром 160х160.

Отримані коефіцієнти поглинання висловлюють у відносних оди-ніцахшкали, нижня межа якої (-1000 ед.Н.) (ед.Н. - одиниці Хаунсфільдаабо числа комп'ютерної томографії) відповідає ослаблення рентгенівськихпроменів у повітрі, верхня (+1000 ед.Н.) - послаблення у кістках, а за нульприймається коефіцієнт поглинання води. Різні тканини мозку і рідкісередовища мають різні за величиною коефіцієнти поглинання. Наприкладкоефіцієнт 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. Цезабезпечує можливість отримувати на комп'ютерних томограмах основніструктури мозку і багато патологічні процеси в них. Чутливістьсистеми в уловлювання перепаду рентгенівської щільності в звичайному режимідослідження не перевищує 5 ед.Н., що становить 0,5%.

На екрані дисплея високим значенням щільності (наприклад, кістки)відповідає світлі ділянки, низьким - темні. Градаційна здатністьекрана становить 15-16 напівтонових ступенів, розрізняє людськимоком. На кожну ступінь, таким чином, доводиться близько 130 ед.Н.

Для повної реалізації високої роздільної здатності томографа пощільності в апараті передбачені кошти управління так званоїширини вікна і його рівня (положення), щоб дати можливість рентгенологуаналізувати зображення на різних ділянках шкали коефіцієнтівпоглинання. Ширина вікна - це величина різниці найбільшого і найменшогокоефіцієнтів поглинання, що відповідає вказаному перепаду яскравості.
Положення або рівень вікна (центр вікна) - це величина коефіцієнтівослаблення, що дорівнює середині вікна і обирана з умов найкращоговиявлення щільності, що цікавить групи структур або тканин. Найважливішоюхарактеристикою є якість отриманого зображення.

Відомо, що якість візуалізації анатомічних утвореньголовного мозку та вогнищ ураження залежить в основному від двох факторів:розміру матриці, на якій будується томограма, і перепаду показниківпоглинання. Розмір матриці може робити істотний вплив наточність діагностики. Так, кількість помилкових діагнозів при аналізітомограм на матриці 80х80 клітин становило 27%, а при роботі на матриці
160х160 - зменшилася до 11%.

Комп'ютерний томограф володіє двома видами роздільної спосіб -ності: просторової і по перепаду густини. перший тип визначаєтьсярозміром клітини матриці (зазвичай - 1,5 х1, 5 мм), другий дорівнює 5 ед.Н.
(0,5%). Згідно з цими характеристиками теоретично можнарозрізняти елементи зображення розміром 1,5 х1, 5 мм при перепаді щільностіміж 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. Звичайнарентгенографія дозволяє вловити мінімальну різницю по щільності міжсусідніми ділянками в 10-20%. Однак при дуже значному перепадіщільностей поруч розташованих структур виникають специфічні для даногометоду умови, що знижують його роздільну здатність, тому що припобудові зображення в цих випадках відбувається математичне усередненняі при цьому вогнища невеликих розмірів можуть бути не виявлені. Частіше цевідбувається при невеликих зонах низької щільності, розташованих поблизумасивних кісткових структур (піраміди скроневих кісток) або кісток склепіннячерепа. Важливою умовою для забезпечення проведення комп'ютерної томографіїє нерухоме положення пацієнта, бо рух під часдослідження приводять до виникнення артефактів - наведень: смуг темногокольору від утворень з низьким коефіцієнтом поглинання (повітря) і білихсмуг від структур з високим КП (кістка, металеві хірургічні кліпси),що також знижує діагностичні можливості. [№ 3, стр. 16-19]

ПОСИЛЕННЯ Контрастність

Для отримання більш чіткого зображення патологічно зміненихділянок у головному мозку застосовують ефект посилення контрастності, ко-торихдосягається внутрішньовенним введенням рентгеноконтрастного речовини,
Збільшення щільності зображення на комп'ютерній томограмі післявнутрішньовенного введення контрастної речовини пояснюється внутрішньо-іпозасудинним компонентами. Внутрішньосудинне посилення знаходиться впрямій залежності від вмісту йоду в циркулюючої крові. При цьомузбільшення концентрації на 100 мг йоду в 100 мл обумовлює величиниабсорбції на 26 ед.Н. (ед.Н. - одиниці Хаунсфільда або числакомп'ютерної томографії). При комп'ютерно-томографічних вимірахвенозних проб після введення 60% контрастної речовини в дозі 1 мл на кгмаси тіла, щільність потоку підвищується в середньому протягом 10 хвпісля ін'єкції, становить 39,2 плюс-мінус 9,8 ед.Н. Змістконтрастної речовини в протікає крові змінюється в результаті того,що відносно швидко починається виділення його нирками. Вже протягомперші 5 хв після болюсної ін'єкції концентрація речовини в крові всередньому знижується на 20%, в наступні 5 хв - на 13% і ще через 5 хв --на 5%.

Нормальне збільшення щільності мозку на комп'ютерній томограміпісля введення контрастної речовини пов'язано з внутрішньосудинної кон -центрації йоду. Можна отримати зображення судин діаметром до 1,5 мм,якщо рівень йоду в крові становить приблизно 4 мг/мл і за умови, щопосудину розташований перпендикулярно до площини зрізу. Спостереження призвели довисновку, що контрастна речовина накопичується в пухлинах. [№ 4, стор 17 -
19]

ЦИФРОВІ Рентгенографічне СИСТЕМИ

Перетворення традиційної рентгенограми в цифровий масив зподальшою можливістю обробки рентгенограм методами обчислювальноїтехніки стало поширеним процесом. Такі аналогові системи найчастішемають дуже жорсткі обмеження на експозицію з-за малого динамічногодіапазону рентгенівської плівки. На відміну від аналогових прямі цифровірентгенографічні системи дозволяють отримувати діагностичні зображеннябез проміжних носіїв, при будь-якому необхідному рівні дози, причому цезображення можна обробляти й відображати самими різними способами. [№
6]

На рис.2 наведена схема типової цифровий рентгенографічнесистеми. Рентгенівська трубка і приймач зображення пов'язані зкомп'ютером і управляються їм, а одержана зображення запам'ятовується,обробляється (у цифровій формі) і відображається на телеекрані, сос -тавляющем частина пульта керування (або пристрої виведення даних) опе -ратора-рентгенолога.

Аналогічні пульти управління можна застосовувати і в інших системахотримання зображення, наприклад на основі ядерного магнітного резонансу абокомп'ютерної томографії. Цифрове зображення можна записати на магнітномуносії, оптичному диску або ж на спеціальному записуючий пристрій,здатному постійно вести реєстрацію зображення на плівку в аналоговоїформі.

 Рис.2 Складові елементи цифрової системи отримання рентгенівських зображень

У цифровій рентгенології можуть знайти застосування два класиприймачів зображення: приймачі з безпосереднім формуваннямзображення і приймачі з частковою реєстрацією зображення, в якихповне зображення формується шляхом сканування або рентгенівськимпучком, або прийомним пристроєм (скануюча проекційнарентгенографія). У цифровій рентгенографії застосовують підсилювач зображення,іонографіческую камеру і пристрій з вимушеною люмінісценціей. Ціприймачі можуть безпосередньо формувати цифрові зображення безпроміжної реєстрації та зберігання. Підсилювачі зображення не володіютьнайкращим просторовим дозволом або контрастом, однак маютьвисоку швидкодію. Аналого-цифрове перетворення флюорограмми зчислом точок в зображенні 512х512 може займати час менш 0,03 с. Навітьпри числі 2048х2048 пікселів в зображенні час перетвореннязображення в цифрову форму складає всього кілька секунд. Часзчитування зображення з пластини з вимушеною люмінісценціі або йпро -нографіческой камери значно більше, хоча останнє вигідно отли -чає кращим дозволом і динамічним діапазоном.

Записане на фотоплівці зображення можна перетворити в цифровуформу за допомогою скануючого мікроденсітометра, але будь-яка інформація,зафіксована на фотоплівці з дуже малої або, навпаки, занадтовисокою оптичною щільністю, буде спотворена через впливхарактеристик плівки. У цифрову форму можна перетворити і ксеро -рентгенограму також за допомогою скануючого денситометра, що працює ввідбитому світлі, або шляхом безпосереднього зчитування зарядовогозображення з селеновий пластини. [№ 5, стор 99-100]

У Росії пряма цифрова рентгенографічних система Інститутуфізики ядерної (ІЯФ) СО РАН застосовується в декількох клінічних біль -ніцах. У цій системі рентгенівська плівка як реєстратор рентгенівськоговипромінювання замінена багатодротяна пропорційної камерою. Така камераразом з електронними схемами підсилення і формування імпульсівявляє собою лінійку на 256 практично незалежних каналів, що маютьчутливу поверхню 1х1 мм. (В останніх моделях 350 каналів і
0,5 х0, 5 мм.) Використання в лічильниках в якості робочого газу ксенонупри тиску 3 кгс/см2 забезпечує високу ефективність реєстраціївипромінювання. Ця система може бути віднесена до класу іонографіческіхприладів для цифрової рентгенографії, що передають зображення на зовнішніпристрою відображення.

В інших цифрових рентгенографічних системах використовуютьтвердотільні приймачі з високим коефіцієнтом поглинаннярентгеновскогоізлученія.

В обох різновидах згаданих рентгенографічних систем при -змінюється метод сканування з порядкової реєстрацією зображення, ко-лосьвідтворюється в ціле на дисплеї комп'ютера (скануюча про-екціоннаярентгенографія).

До другого класу цифрових рентгенографічних систем слід віднестилюмінофори з пам'яттю і вимушеної люмінісценціей, яказатемрегістріруется. Це приймач з безпосереднім формуваннямзображення. [№ 6]

Системи отримання зображення зі скануванням рентгенівським пучком іприймачем мають важливу перевагу, що складається в тому, що в них добрепригнічується 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 зменшитирозсіювання. На рис.3 зображена лінійна скануюча система для отриманняцифрового зображення грудної клітини. Приймачем в системі єсмужка з оксісульфіда гадолінію, зчитування інформації з якої ведетьсялінійної матрицею з 1024 фотодіодів. Проекційні рентгенограмисинтезуються також сканерами комп'ютерної томографії і виконуютьдопоміжну роль при виділенні відповідного перетину.

Головним недоліком скануючих систем є те, що більшачастину корисної вихідної потужності рентгенівської трубки втрачається і щонеобхідні великі часи експозиції (до 10 с).

Рис.3 Система лінійного сканування для цифрової рентгенографії грудної клітки.

Матриці зображення з 512х512 елементів може бути цілком достатньодля цілей цифровий флюороскопії, тоді як система рентгеноскопії грудноїклітини може зажадати матриці з числом елементів 1024х1024 прирозмірах 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 зашумленних зображень абовеликих масивів (меншому ступені градації яскравості відповідає більшийрівень шуму), однак для низки програм також може знадобитися і 10 --розрядний АЦП (точність 0,1 %).

Якщо потрібно швидкий доступ до інформації, отриманої затривалий 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 (безстиснення даних). Для зчитування з оптичного диска може бути використанеавтоматичний пристрій знімання, що дозволяє забезпечити швидкий доступдо будь-якого зображення. Можливість роботи з усіма зображеннями в цифровійформі дуже приваблива, а системи, що виконують це, називаютьсясистемами зберігання і передачі зображення (СПХІ). [№ 5, стр. 100-102]

Рис.5 Принципова схема взаємодійнаслідком елементів системиодержання, обробки, зберігання тапередачі рентгенівських діагностичних зображень.

На рис.5 зображена принципова схема взаємодії елементівсистеми отримання, обробки, зберігання та передачі рентгенівськихдіагностичних зображень.

Система представлена трьома каналами: 1) традиційна рентгенографія;

2) цифрова рентгенографічних установка; 3) рентгеноскопія
(відеосигнал з УРИ).

Перший канал. Рентгенограми, отримані за допомогою традиційногопроцесу, надходять на опрацювання до напівтоновий графічний сканер, здопомогою якого рентгенодіагностичне зображення вводиться в пам'ятькомп'ютера. Після цього таке перетворена рентгенограма може про -рабативаться засобами комп'ютерної техніки, але в рамках вузького дина -мічного діапазону рентгенівської плівки. Це зображення може бутивведено в електронний архів і здобуватимуться звідти на вимогу. Цяоцифрована рентгенограма вже нічим не відрізняється від прямих цифровихрентгенограм за доступністю засобів обробки.

Третій канал. Рентгенівські зображення з рентгенотелевізіонногоканалу УРИ можуть захоплюватися спеціалізованим адаптером відеовведення якв режимі реального часу, так і з відеомагнітофоном кадру.
Остання переважно, тому що дозволяє при переглядівідеомагнітофонних зображень вибрати потрібний кадр для занесення його вархів. Об'єктом введення в електронний архів можуть бути будь-які зображення,одержувані при рентгеноскопії за допомогою УРИ.

Перший і третій канали дають можливість перетворити традиційнірентгенівські зображення (рентгенограми та кадри відеотелевізіонноготракту) в цифрове зображення. Цей прийом має особливе значення, томущо він представляє можливість достовірно порівняти зображення,отримані різними способами. Наступною перевагою перетворенняє можливість розміщення його в електронний архів і виконання всіхоперацій з цифровим зображенням. Слід особливо підкреслити можливістьпередачі зображення по комп'ютерних мережах, тому що в останні роки
"погляди медиків фокусуються на передачe зображень" як основномузасобі забезпечення доступу до матеріалів, що має колосальнезначення як для діагностики, так і для процесів навчання.

Другий канал. Це власне канал цифровий рентгенографічнеустановки. Він складається з двох підсистем: автоматизованого робочогомісця (АРМ) лаборанта та АРМ лікаря-рентгенолога (ВР), об'єднаних улокальну мережу. В АРМ рентгенолаборанти відбувається внесення відомостей прохворого, необхідних організаційних та клінічних даних і керуванняпроцесом реєстрації зображення (синхронне включення сканера і високогонапруги та ін.) Після отримання рентгенівського зображення воно івідомості про пацієнта по локальній мережі надходять в АРМ ВР. При цьомупроцес рентгенографії та передачі зображень від АРМ лаборанта в АРМ лікарявідбувається без зволікань і в реальному часі, не перериваючи роботи лікаряні на одн