Последипломное медицинское образование
реклама
ПОСЛЕДИПЛОМНОЕ МЕДИЦИНСКОЕ ОБРАЗОВАНИЕ Т. Н. ТРОФИМОВА, З. М. ПАРИЖСКИЙ, А. С. СУВОРОВ, А. О. КАЗНАЧЕЕВА ФИЗИКО-ТЕХНИЧЕСКИЕ ОСНОВЫ РЕНТГЕНОЛОГИИ, КОМПЬЮТЕРНОЙ И МАГНИТНО-РЕЗОНАНСНОЙ ТОМОГРАФИИ. ФОТОПРОЦЕСС И ИНФОРМАЦИОННЫЕ ТЕХНОЛОГИИ В ЛУЧЕВОЙ ДИАГНОСТИКЕ Учебное пособие для врачей - слушателей Рекомендуется Учебно-методическим объединением по медицинскому и фармацевтическому образованию вузов России в качестве учебного пособия для системы послевузовского профессионального образования врачей Санкт-Петербург Издательский дом СПбМАПО 2007 УДК 616-073 ББК 53.6 Т 76 Трофимова Т. Н., Парижский З. М., Суворов А. С., Казначеева А.О. Физико-технические основы рентгенологии, компьютерной и магнитно-резонансной томографии. Фотопроцесс и информационные технологии в лучевой диагностике. – СПб. : Издательский дом СПбМАПО, 2007. – 192 с. Авторы: Т. Н. Трофимова – доктор медицинских наук, профессор, заведующая кафедрой рентгенологии с курсом детской рентгенологии, проректор по научной и издательской работе СПбМАПО; З. М. Парижский – кандидат медицинских наук, доцент кафедры рентгенологии с курсом детской рентгенологии СПбМАПО; А. С. Суворов – кандидат технических наук, СПб ЗАО «МАК БРАЗЕРС», менеджер; А. О. Казначеева – кандидат технических наук, доцент кафедры ИТиКТ Санкт-Петербургского Государственного университета информационных технологий, механики и оптики (СПбГУИТМО), ведущий инженер отделения лучевой диагностики СПбМАПО. Рецензент – заведующая кафедрой лучевой диагностики Санкт-Петербургской медицинской академии им. И. И. Мечникова, доктор медицинских наук, профессор Н. А. Карлова. В книге представлены физико-технические основы классической рентгенодиагностики, компьютерной и магнитно -резонансной томографии. Приводятся сведения о современной рентгенодиагностической аппаратуре, основах безопасности лучевых исследований и дозиметрии. Подробно рассказывается о фотопроцессе и инфор мационных технологиях в лучевой диагностике XXI века. Предназначено для врачей лучевой диагностики и слушателей циклов по рентгенологии, компьютерной и магнитно-резонансной томографии. ISBN 978-5-98037-117-3 © Коллектив авторов, 2007 г. Содержание Условные сокращения ...................................................................................... 5 Введение ............................................................................................................ 8 ГЛАВА 1. Физико-технические основы рентгенологии ............................ 11 1.1. Рентгеновское излучение и его свойства .......................................... 12 1.2. Структура и основные функциональные блоки рентгеновского аппарата.................................................................... 15 1.3. Формирование рентгеновского изображения ................................... 20 1.4. Регистрация рентгеновского изображения ....................................... 26 1.5. Рентгеновская пленка .......................................................................... 27 1.6. Усиливающие экраны ......................................................................... 33 1.7. Кассеты для рентгенографии.............................................................. 36 1.8. Рассеянное излучение и борьба с ним ............................................... 38 1.9. Рентгеноскопия, рентгенотелевидение ............................................. 41 1.10. Классическая линейная томография ................................................ 43 1.11. Флюорография ................................................................................... 44 1.12. Цифровая рентгенография ................................................................ 47 1.13. Рентгенодиагностическая аппаратура отечественного производства ....................................................................................... 52 1.14. Условия получения качественных рентгенограмм ........................ 55 1.15. Условия, необходимые для анализа рентгенограмм...................... 58 1.16. Влияние рентгеновского излучения на человека ........................... 59 1.17. Техника безопасности и охрана здоровья в рентгенологии ..................................................................................... 61 Глава II. Физико-технические основы компьютерной томографии .......... 63 2.1. Устройство и принцип работы компьютерного томографа ............ 64 2.2. Этапы развития технологии компьютерной томографии ............... 69 2.3. Спиральная и электроннолучевая компьютерная томография .......................................................................................... 72 2.4. Компьютерная томографическая ангиография с контрастиру-ющими веществами ..................................................... 76 Глава III. Физико-технические основы магнитно-резонансной томографии ...................................................................................................... 79 3.1. Основные блоки МР-томографа......................................................... 80 3.2. Физические основы явления ядерно-магнитного резонанса ............................................................................................. 83 3.3. Процессы продольной и поперечной релаксации ............................ 89 3.4. Импульсная последовательность «насыщение с полным или частичным восстановлением».................................................... 91 3.5. Импульсная последовательность «спин-эхо» ................................... 93 3.6. Пространственная локализация сигналов и реконструкция изображений ........................................................................................ 95 3.7. Импульсная последовательность «инверсиявосстановление» ............................................................................... 107 3.8. Семейство импульсных последовательностей «градиентное эхо» ............................................................................ 110 3.9. Высококонтрастные импульсные последовательности ................. 116 3.10. Магнитно-резонансная ангиография ............................................. 119 3.11. Дополнительные методы МРТ-визуализации .............................. 124 3.12. Артефакты магнитно-резонансных изображений ........................ 127 3.13. Безопасность пациентов и персонала в ходе исследований ..................................................................................... 129 Глава IV. Фотографический процесс в лучевой диагностике ................. 131 4.1. Ручная обработка рентгенограмм .................................................... 131 4.2. Наиболее часто встречающиеся дефекты рентгенограмм ............ 148 4.3. Серебросодержащие материалы в рентгенологии ......................... 150 4.4. Автоматическая фотохимическая обработка рентгенограмм................................................................................... 151 4.5. Технология лазерной печати на термопроявляемых пленках............................................................................................... 154 Глава V. Информационные технологии в лучевой диагностике ............ 158 5.1. Информационные системы и стандарты представления данных................................................................................................ 159 5.2. Автоматизированные рабочие места для врачей лучевой диагностики ....................................................................................... 164 Литература ..................................................................................................... 167 Тестовые задания .......................................................................................... 170 a-Se АРМ АЦП ИИ ИП ИС КВ КТ КТА МИП МП МРА МРС МРТ ПЗС ПЭТ РЧИ С/Ш СКТ ССИ УРИ ЦСА ЭЛТ ЭОП ЯМР УСЛОВНЫЕ СОКРАЩЕНИЯ аморфный селен – автоматизированное рабочее место аналогово-цифровой преобразователь ионизирующее излучение импульсная последовательность интенсивность сигнала контрастирующие вещества компьютерная томография компьютерная томографическая ангиография проекция максимальной интенсивности магнитное поле магнитно-резонансная ангиография магнитно-резонансный сигнал магнитно-резонансная томография прибор с зарядной связью позитронно-эмиссионная томография радиочастотный импульс сигнал/шум спиральная компьютерная томография спад свободной индукции усилитель рентгеновского изображения цифровая субстракционная ангиография электронно-лучевая компьютерная томография электронно-оптический преобразователь ядерно-магнитный резонанс 6 CE-FEE CE-FLASH DICOM DW EPI FA FAST FFE FIR FISP FLASH FSE GRASS GRE HIS HL7 IR MT NEMA ИП contrast enhanced FEE – FEE с усиленным контрастом (см. CE-FLASH) - ИП contrast enhanced FLASH – FLASH с усиленным контрастом – стандарт передачи и хранения цифровых медицинских изображений - diffusion weighting – диффузно-взвешенная - echo planar imaging – эхо-планарная томография - flip angel – угол отклонения - ИП Fourier acquired steady state – стационарный режим с Фурье-обработкой (см. FISP) - ИП fast field echo – быстрое полевое эхо (см. FISP) - ИП fast inversion recovery – быстрая инверсия-восстановление - ИП fast imaging with steady precession – быстрое томографирование при стационарной прецессии - ИП fast low angle shot imaging – быстрая визуализация с малым углом - ИП fast spin echo – быстрое спиновое эхо (см. RARE) - ИП gradient recalled acquisition in the steady state – сбор данных посредством градиентной рефокусировки в стационарном состоянии (см. FISP) - ИП gradient echo – градиентное эхо – информационная система больницы – стандарт передачи и хранения медицинских записей - ИП inversion recovery – инверсия-восстановление - magnetization transfer – перенос вектора намагниченности - Национальная ассоциация производителей электронного оборудования 7 PACS PC ppm PS PSIF RARE RIS ROAST SE SNOMED SPGR SR SSFP STEAM T1 T2 T2* TE TI TOF TR UMLS - система архивирования и передачи медицинских изображений - phase contrast – фазоконтрастная ангиография - parts per million – миллионные доли - ИП partial saturation – частичное насыщение - ИП reverse fast imaging with steady precession – быстрое томографирование в режиме стационарной прецессии с обращением (см. CE-FLASH) - ИП rapid acquisition with relaxation enhancment – быстрый сбор данных с релаксационным усилением - информационная система рентгенорадиологического отделения - ИП resonant offset averaging in the steady state – стационарный режим с усреднением расстройки от резонанса (см. FISP) - ИП spin echo – спиновое эхо - стандарт медицинской терминологии - ИП spoiled GRASS – очищенный GRASS - ИП saturation recovery – частичное насыщение - ИП steady state free precession – стационарный режим свободной прецессии (см. CEFLASH) - ИП stimulated echo acquisition mode – режим получения стимулированного эхосигнала - время спин-решеточной релаксации - время спин-спиновой релаксации - постоянная времени потери когерентности - echo time – время появления эхосигнала - inversion time – время инверсии - time of flight – времяпролетная ангиография - repetition time – период повторения - стандарт медицинской терминологии 8 ВВЕДЕНИЕ Лучевая диагностика сегодня – это самостоятельная, достаточно специфическая область медицины, представляющая собой совокупность визуализационных технологий: рентгенодиагностика, компьютерная томография, магнитно-резонансная томография, ультразвуковое исследование, позитронноэмиссионная томография и т.д. Их использование позволяет изучить анатомию органа, оценить его функцию, провести анализ морфологических изменений, осуществить мониторинг лечения и виртуальное планирование оперативного вмешательства. Особое место занимают малоинвазивные лечебные манипуляции, наведение при которых осуществляется посредством лучевых исследований. Методов, а тем более методик, множество, но основополагающим является принцип использования оптимального подхода. Принцип, базировавшийся на подходе «от простого к сложному», безвозвратно ушел в прошлое. Оптимальный подход – понятие достаточно гибкое. У ряда больных достаточно использовать один метод, у преобладающего большинства пациентов – их сочетание, поскольку современные технологии имеют четко обозначенные показания и противопоказания, являясь, как правило, взаимодополняющими, а не взаимоисключающими. Подобный вопрос встает при размышлении над каждым случаем. Ответ определяется задачами конкретного исследо- 9 вания и возможностями той или иной методики, что, так же как эффективное использование аппаратуры, возможно лишь при условии понимания физико-технических принципов, на которых базируется получение изображения. Нельзя не сказать несколько слов на «больную тему» – использовании потенциала современных установок в неполной мере. Мы увлеченно выполняем очевидные исследования, а возможности оборудования много шире. В этом скрыты большие перспективы, и поэтому дорога не только совокупность теоретических знаний и практических навыков, но и реальные новые и усовершенствованные технологии, внедренные в клиническую практику. Именно на решение таких вопросов ориентированы короткие высокотехнологичные циклы, организованные в СПбМАПО в последние годы. Этот вид учебной деятельности нуждается в расширении. Сложно найти главного врача или врача лучевой диагностики, который бы не мечтал об инсталляции современной диагностической установки. Но было бы неправильно говорить только о приобретении оборудования и, следовательно, освоении новых технологий. Это важная часть работы, но лишь часть. Врач лучевой диагностики должен помогать администрации формулировать принципы размещения и стратегию эксплуатации чрезвычайно дорогой аппаратуры. Здесь необходим творческий подход. Мечтая об оборудовании, задумываются, прежде всего, о финансах, а должен быть детально продуман весь спектр проблем. Первый вопрос звучит прозаично: «Что мы хотим и для чего это нам надо?» Вместе с тем он является основополагающим, определяющим все последующие действия, поскольку позволяет, ориентируясь на потоки пациентов, выбрать наиболее перспективное направление. Далее идут размышления о соблюдении баланса количества аппаратуры различных направлений, а также краткосрочное и долгосрочное планирование размещения долгожданного оборудования. Без качественного сервисного обслуживания рассчитывать на успешную работу не приходится, что также должно быть учтено уже на начальных этапах проработки темы. 10 Проблема должна рассматриваться шире учрежденческого масштаба, учитывая взаимодействие на поликлиническом, госпитальном и реабилитационном уровнях. Отдельной строкой идет организация скрининга, в том числе социально значимых заболеваний. Должна быть преемственность, которой так способствует сеть Интернет. А как быть с взаимодействием внутри учреждения и отдела? Для этого необходима система PACS или ее аналог. Сегодня без этого не обойтись. Настоящее издание призвано помочь в понимании базовых основ лучевой диагностики. Авторы надеются, что оно окажется полезным практическому врачу в его ежедневной профессиональной деятельности. 11 ГЛАВА 1. ФИЗИКО-ТЕХНИЧЕСКИЕ ОСНОВЫ РЕНТГЕНОЛОГИИ Рентгеновское излучение, было открыто 8 ноября 1895 г. В. К. Рентгеном, когда он работал в физической лаборатории города Вюрцбурга с катодной трубкой и обнаружил свечение, испускаемое банкой с кристаллами платиносинеродистого бария. Используя самодельные приборы, он изучил основные свойства излучения и в конце 1895 г. сделал первый рентгеновский снимок. 23 января 1896 г. В. К. Рентген выступил с научным докладом о своем открытии на заседании местного физико-медицинского научного общества. Это дало мощный толчок к изучению и использованию данного типа излучения во всем мире. Рентгеновское излучение представляет собой разновидность электромагнитного излучения, спектр которого лежит между гамма- и ультрафиолетовым излучением. Рентгеновские лучи распространяются со скоростью 300000 км/с. Важнейшим свойством рентгеновского излучения является способность проникать через тела и предметы, не пропускающие свет, а также вызывать свечение ряда химических элементов, что позволяет широко его использовать в науке, технике, промышленности и особенно в медицине – при проведении рентгенологических исследований. Современную медицину невозможно представить без данного метода диагностики. 12 Первые рентгеновские снимки в России были выполнены в 1896 году в Санкт-Петербурге в Императорском клиническом институте Великой княгини Елены Павловны и Военно-медицинской академии, а также в Петербургском и Московском университетах. 1.1. Рентгеновское излучение и его свойства Рентгеновское излучение создается рентгеновской трубкой (рис. 1.1), которая состоит из катода и анода. Катод является отрицательно заряженным электродом и представляет собой вольфрамовую нить накала, выполненную в виде спирали диаметром около 1 мм и длиной 10–15 мм, на поверхность которой нанесен слой из щелочно-земельных элементов. По спирали пропускается электрический ток, под действием которого она нагревается. вакуум Рис. 1.1. Формирование рентгеновского излучения трубкой Известно, что все вещества состоят из атомов, основная масса которых концентрируется в положительно заряженном ядре. Вокруг ядра атома на различных электронных оболочках расположены отрицательно заряженные электроны, которые притягиваются к ядру. На электроны, находящиеся на 13 наружных оболочках, действует более слабая сила притяжения к ядру, поглощая тепловую энергию, данные электроны преодолевают силу притяжения, становятся свободными и покидают поверхность спирали, в результате чего, вокруг спирали формируется облако из свободных электронов. Указанный процесс называется термоэлектронной эмиссией. Отрицательно заряженный катод отталкивает электроны, которые устремляются к положительно заряженному аноду. Положительно заряженный анод представляет собой пластину и называется мишенью, в качестве материала которой чаще всего используется вольфрам, поскольку данный элемент имеет высокий атомный номер, термоустойчив и эффективно испускает рентгеновское излучение. Между анодом и катодом приложена высокая разность потенциалов, под действием которой электроны ускоряются и при приближении к аноду обладают высокой кинетической энергией. Рентгеновское излучение возникает при торможении электронов материалом мишени, в результате которого они теряют часть своей кинетической энергии. Ее большая часть рассеивается в тепло, и лишь небольшая доля, как правило, менее 1%, высвобождается в виде рентгеновского излучения. Рентгеновское излучение представляет собой поток фотонов с массой покоя, равной нулю, характеризующихся энергией E, которая обратно пропорциональна длине их волны: E h где h – постоянная Планка, – длина волны. Как правило, рентгеновское излучение представляет собой широкий диапазон длин волн от 10-14 до 10-7 м, называемый рентгеновским спектром (рис. 1.2), в котором присутствуют ярко выраженные пики. Широкую часть спектра называют непрерывным или белым излучением, а острые пики – характеристическими рентгеновскими линиями испускания. Механизм формирования рентгеновского спектра зависит от вида взаимодействия электронов с мишенью. Пролетая рядом с тяжелым ядром, электрон подвергается воздействию отталкивающей силы (рис. 1.3, а), и в результате 14 этого теряет свою скорость или же изменяет направление движения. При этом, высвободившаяся кинетическая энергия преобразуется в энергию рентгеновского фотона. Поскольку электроны будут двигаться на разных расстояниях от атомов и подвергаться различному воздействию отталкивающей силы, потери кинетической энергии будут различными, и, соответственно будет происходить испускание фотонов с различной энергией. Поэтому рентгеновское излучение характеризуется широким спектром длин волн. Рис. 1.2. Спектр рентгеновского излучения Рентгеновское излучение может также возникать при переходе электрона с более высокого энергетического уровня на более низкий. Пролетая рядом с ядром атома, электрон может столкнуться с электроном, находящимся на электронной оболочке, близко расположенной к ядру (рис. 1.3, б), при этом ему будет передана часть кинетической энергии. В результате электрон покинет электронную оболочку. Поскольку электроны стремятся занять более энергетически выгодное положение, то опустевшее место займет другой электрон с оболочки, которой соответствует большая энергия. При таком переходе избыток энергии выделится в виде рентгеновского фотона. 15 а б Рис. 1.3. Излучение фотона: а – при изменении направления движения электрона; б – при переходе электрона с одного энергетического уровня на другой 1.2. Структура и основные функциональные блоки рентгеновского аппарата На сегодняшний день используется большое количество рентгенодиагностических аппаратов, различающихся между собой функциональным назначением и исполнением. Независимо от этого аппарат содержит следующие основные блоки: генератор, рентгеновскую трубку, пульт управления и устройство формирования луча. Генератор обеспечивает рентгеновскую трубку высоким напряжением, необходимым для генерации рентгеновского излучения. В современных аппаратах, как правило, используются высокочастотные генераторы (общая схема высокочастотного генератора приведена на рис. 1.4). С помощью выпрямителя генератор преобразует поступающий на вход из питающий сети переменный ток в постоянный. Для питания генератора используются однофазные или трехфазные сети. Все стационарные рентгенодиагностические аппараты с од- 16 ним, двумя или тремя рабочими местами, а также системы на базе телеуправляемых столов подключаются к трехфазной сети. Однофазные сети в основном используются для питания маммографов, дентальных аппаратов, передвижных ренгенодиагностических систем, а также для рентгенохирургических установок. Рис. 1.4. Структурная схема генератора Далее постоянный ток подается на преобразователь, который с помощью высокочастотного осциллятора преобразует его в высокочастотный переменный ток. Ток подается на блок трансформаторов, включающий в себя автотрансформатор и повышающий трансформатор. Автотрансформатор обеспечивает установку рентгенлаборантом необходимого значения напряжения в киловольтах (кВ) в ходе исследования. Выбирая определенное значение напряжения на пульте управления, рентгенлаборант в действительности выбирает коэффициент трансформации. Так, например, если аппарат питается от сети 380 В, то при выборе значения 100 кВ, задается коэффициент трансформации 0,26 и на выходе автотрансформатор выдаст 100 В. Далее напряжение подается на повышающий трансформатор с коэффициентом трансформации 1000 и на рентгеновскую трубку будет подано напряжение 100 кВ. 17 С выхода высоковольтного трансформатора переменный ток подается на высоковольтный выпрямитель, в результате чего на рентгеновскую трубку подается высокое постоянное напряжение с минимальным коэффициентом пульсации. Минимизация пульсации напряжения на рентгеновской трубке очень важна, поскольку при этом минимальны вариации значений энергии фотонов. Рентгеновская трубка преобразует электрическую энергию в рентгеновское излучение. Она представляет собой стеклянную колбу, заполненную вакуумом (рис. 1.5). Колба находится внутри металлического корпуса, заполненного маслом, что обеспечивает высокую теплоемкость и теплоотдачу. Внутренняя часть поверхности корпуса покрыта слоем свинца, поглощающим большую долю рентгеновского излучения, и лишь его небольшая часть выходит через специальное окошко в кожухе. Внутри колбы расположены катод и анод. Катод содержит две нити накала большую и малую, обеспечивающие формирование большого и малого фокусного пятна. Катод выполнен в виде фокусирующей чаши, что позволяет создать узкий пучок электронов. Под действием приложенного напряжения между катодом и анодом электроны ускоряются и бомбардируют небольшой участок мишени, который называется действительным фокусным пятном. Размеры спирали, фокусирующей чаши, а также форма чаши влияют на размер и форму фокусного пятна. Чем меньше диаметр пучка электронов, тем меньше действительное фокусное пятно и резче получаемое изображение. Однако малое фокусное пятно не способно выдержать большую тепловую нагрузку. Поэтому исследования с малой нагрузкой проводят с использованием малой нити накала (малого фокусного пятна), а при большой нагрузке используется большая нить (большое фокусное пятно). На размер фокусного пятна также влияют параметры экспозиции; при высоких значениях силы тока (мА) и низких значениях напряжения (кВ) размеры фокусного пятна имеют тенденцию увеличиваться, что ухудшает качество изображений. 18 Рис. 1.5. Рентгеновская трубка со стационарным анодом Для уменьшения размеров фокусного пятна поверхность мишени располагают под углом к направлению потока электронов (рис. 1.6), при этом, проекционные размеры фокусного пятна будут меньше. Данное фокусное пятно называется проекционным или эффективным фокусным пятном. Чем меньше угол наклона мишени, тем меньше эффективное фокусное пятно, но при уменьшении угла наклона увеличивается рассеяние рентгеновского излучения и может возникнуть, так называемый пяточный эффект. Как правило, угол наклона мишени составляет 10–15, при этом достигается хорошая детализация структур на изображениях и высокая теплоемкость анодного пятна. В технических характеристиках рентгеновских трубок используют понятие номинального фокусного пятна, размер которого, в соответствии со стандартами NEMA (Национальная ассоциация производителей электронного оборудования) может отличаться от размера эффективного фокусного пятна на 50%. 19 Рис. 1.6. Принцип эффективного фокуса Рентгеновские трубки с неподвижным анодом характеризуются низкой теплоемкостью анода и в основном используются в передвижных и дентальных аппаратах. С целью увеличения тепловой нагрузки, были разработаны рентгеновские трубки с вращающимся анодом (рис. 1.7). Рис. 1.7. Рентгеновская трубка с вращающимся анодом 20 В данной трубке анод выполнен из вольфрама, молибдена или вольфрам-рениевого сплава в виде диска диаметром 8– 10 см. Фокусирующая чаша и нить накала расположены так, что пучок электронов попадает на скошенную часть диска. Диск анода крепится на молибденовом валу, обладающем высокой прочностью, теплопроводностью и температурой плавления. Он вращается с частотой 3000–10000 об/мин, в результате чего фокусное пятно скользит по скошенной поверхности диска и зона нагрева выглядит как широкое кольцо, что существенно повышает теплоемкость анода. Пульт управления обеспечивает управление рентгеновским аппаратом, позволяет задавать параметры экспозиции и включать излучение. Устройства формирования луча, к которым относятся диафрагмы и тубусы, создают пучок расходящихся рентгеновских лучей, облучающих заданную область исследования. 1.3. Формирование рентгеновского изображения Рентгеновская трубка и устройство формирования рентгеновского луча создают расходящийся пучок рентгеновских лучей. Проходя через исследуемый объект, часть фотонов поглощается, оставшаяся часть фотонов достигает устройства регистрации изображения. Если для регистрации изображения используется рентгеновская пленка, то фотоны будут вызывать ее почернение, при этом степень почернения будет определяться количеством фотонов, достигших пленки. При исследовании объекта со структурами, имеющими различную толщину и обладающими разной поглощающей способностью рентгеновских фотонов (абсорбцией рентгеновского излучения), их контрастность на изображении будет определяться разностью в количестве фотонов, прошедших через исследуемые структуры и достигших пленки. На рис. 1.8, а толстая структура А с высокой плотностью поглотит практически все фотоны, попавшие на нее, и участок на пленке, находящийся под данной структурой, будет выглядеть белым. 21 Структура Б с малой толщиной и поглощающей способностью пропускает практически все фотоны, которые, попадая на пленку, вызывают ее почернение, и она на пленке будет черной. Структура В со средней толщиной и поглощающей способностью поглотит часть фотонов и на изображении будет серой. В случае если структуры располагаются одна под другой (рис. 1.8, б), их контрастность на изображении будет определяться следующим образом. Если структуры А и Б обладают одинаковой плотностью, то их на изображении нельзя различить. Если структура Б обладает большой поглощающей способностью, а структура А малой, то на изображении структура В будет четко видна на фоне структуры А. Если же структура А обладает большой поглощающей способностью и поглощает практически все фотоны, то структуру Б идентифицировать на суммарном изображении будет очень сложно. а б Рис. 1.8. Формирование изображения: а – структуры располагаются параллельно; б – одна под другой Таким образом, степень поглощения рентгеновских лучей зависит от спектра рентгеновского излучения и от свойств исследуемого вещества. Рентгеновское излучение, генерируемое трубкой, имеет полиэнергетичный спектр и состоит из фотонов с различной энергией. Фотоны с высокой энергией обладают высокой 22 проникающей способностью, а с низкой энергией – слабой. Фотоны с низкой энергией поглощаются веществом, не принимают участия в формировании изображения и увеличивают общую дозу поглощенного организмом пациента излучения. Поэтому всегда применяется дополнительная фильтрация пучка, отсеивающая фотоны с низкой энергией, или, иначе говоря, повышающая жесткость рентгеновского излучения. Для этого по ходу пучка лучей располагают металлическую пластину, как правило, алюминиевую, которая удаляет из него преимущественно фотоны с низкой энергией. Степень фильтрации измеряется алюминиевым эквивалентом, т. е. толщиной алюминиевой пластины, обеспечивающей один и тот же уровень фильтрации. На спектр рентгеновского излучения влияют значение напряжения на трубке и материал анодной мишени. Увеличение напряжения увеличивает энергию излучения и число фотонов с высокой энергией, соответственно, излучение будет обладать более высокой проникающей способностью и степень поглощения фотонов веществом уменьшится. Материал мишени влияет на соотношение в спектре рентгеновского излучения фотонов с высокой и низкой энергией. В большинстве рентгеновских трубок в качестве материла для анодной мишени используется вольфрам или сплав вольфрама с рением, а в маммографии используется молибден, что позволяет повысить контрастность изображений и снизить дозу облучения. Степень поглощения рентгеновского излучения исследуемым материалом зависит от его толщины, плотности и атомного номера. Чем толще материал, тем больше фотонов будет им поглощено. Материалы с большей плотностью поглощают больше рентгеновских фотонов, чем материал с меньшей плотностью. Атомный номер вещества так же влияет на степень поглощения: вещества с высоким атомным номером поглощают больше фотонов. Так, например, свинец с атомным номером 82, обладает очень высокой степенью поглощения и используется практически во всех рентгенозащитных средствах. В ходе рентгеновского исследования, задаются два основных параметра экспозиции: кВ и мАс=мА∙с. 23 Параметр мАс влияет на плотность испускаемых рентгеновской трубкой фотонов, и, поскольку он не оказывает влияния на спектр излучения, то его изменение влияет в равной степени на плотность рентгеновских фотонов, прошедших через все структуры. Так, например, плотность рентгеновских фотонов, прошедших через мягкие ткани, составляет 400 фотонов/см2, а через костные структуры – 100 фотонов/см2. Контрастность объектов составляет 4 : 1. Если увеличить в 2 раза параметр мАс, то вдвое увеличится плотность рентгеновских фотонов, прошедших через исследуемые структуры: соответственно до 800 и 200. Контрастность между структурами останется неизменной, только увеличится количество фотонов, попавших на рентгеновскую пленку. Таким образом, изменение параметра мАс влияет только на степень почернения пленки. Напряжение на трубке (кВ) влияет на жесткость излучения, с его увеличением повышается проникающая способность излучения. Так, если при 60 кВ плотность фотонов, прошедших через мягкие ткани равна 400 фотонов на см2, а через костные структуры – 100 (контрастность 4 : 1), то при увеличении напряжения до 80 кВ, плотность фотонов, прошедших через мягкие ткани, увеличится до 500, а через костные структуры – до 250, и контрастность будет составлять 2 : 1. Таким образом, увеличение параметра кВ будет уменьшать контрастность структур на изображении и увеличивать общее почернение пленки. Следовательно, качество изображения, получаемого на рентгеновской пленке, зависит от выбранных параметров экспозиции. Они могут быть скорректированы в автоматическом режиме с помощью автоэкспонометра, который настраивается под конкретный тип пленки. Автоэкспонометр осуществляет мониторинг рентгеновского излучения и отключает экспозицию, если его интенсивность достигает уровня, необходимого для нормального почернения пленки. Интенсивность рентгеновского излучения при этом измеряется ионизационной камерой, которая располагается между пациентом и пленкой (рис. 1.9). 24 Ионизационная камера представляет собой тонкую пластиковую рентгенопрозрачную камеру, в которой расположены анод и катод, заполненную инертным газом (аргоном или ксеноном). Между анодом и катодом приложено напряжение. В отсутствии рентгеновского излучения ток через ионизационную камеру не протекает. Проходя через ионизационную камеру, рентгеновское излучение вызывает ионизацию атомов находящегося в ней газа, при этом образуются электроны и положительно заряженные ионы. Под действием приложенного напряжения электроны будут двигаться к аноду, а ионы – к катоду. В результате, через ионизационную камеру будет протекать ток, сила которого будет пропорциональна интенсивности рентгеновского излучения. Сигнал усиливается и подается на конденсатор, накапливающий заряд. При достижении критического значения напряжения на конденсаторе рентгеновская экспозиция прерывается. Рис. 1.9. Мониторинг рентгеновского излучения ионизационной камерой Рентгенодиагностические аппараты на два, три рабочих места и на базе телеуправляемых столов содержат три ионизационные камеры, что позволяет более корректно использовать автоэкспонометр при исследованиях различных структур. Контрастность структур на изображении можно изменить за счет использования контрастирующих веществ. Контрастирующие вещества отличаются от тканей, окружающих 25 интересующую структуру, по плотности и атомному номеру и изменяют степень поглощения рентгеновских фотонов веществом. Вещества, увеличивающие поглощение рентгеновского излучения, называются рентгенопозитивными, к ним относятся водная суспензия сульфата бария, жидкие органические соединения, содержащие молекулы йода; а вещества уменьшающие поглощение, – рентгенонегативными, например, воздух, закись азота, углекислый газ. Водная суспензия сульфата бария и воздух используются при исследованиях желудочно-кишечного тракта. Йодированные контрастирующие вещества в основном используются при ангиографии. Они вводятся в кровеносное или лимфатическое русло, что позволяет исследовать гемодинамику, выявлять сосудистую патологию, диагностировать пороки развития, повреждения, воспалительные и опухолевые поражения, вызывающие нарушения функций и морфологии сосудов. С внедрением цифровых технологий в клиническую практику для диагностики сосудистой системы стала широко использоваться цифровая субстракционная ангиография (ЦСА), предполагающая вычитание двух изображений, находящихся в памяти вычислительной системы, полученных до и после введения контрастирующего вещества. Также йодированные контрастирующие вещества используются для диагностики мочевыводящих путей, спино-мозгового канала и т.д. Поскольку рентгеновская трубка и устройство формирования рентгеновского луча создают расходящийся пучок лучей, то на регистрируемом изображении Рис. 1.10. Искажения размеры структур будут несколько отлидействительных размеров при чаться от действительных размеров рентгенографии (рис. 1.10). Чем дальше будет расположена структура от регистрирующей систе- 26 мы, тем больше будет это отличие. В рентгеновских аппаратах расстояние между системой регистрации и поверхностью стола составляет, как правило, 7–8 см. При маммографических исследованиях часто систему регистрации, наоборот, удаляют от исследуемых структур, что позволяет получить изображения с увеличением. Данный метод называется прямым увеличением рентгеновского изображения. 1.4. Регистрация рентгеновского изображения Изображения регистрируются экранно-снимочным устройством, в котором располагается кассета с флюоресцирующим экраном и рентгеновской пленкой. Рентгеновское изображение формируется после прохождения рентгеновских лучей через тело пациента в течение нескольких секунд во время экспозиции. Указанный метод получения изображений называется рентгенографией. Флюоресцирующие экраны трансформируют рентгеновское изображение в световое изображение, которое регистрируется рентгеновской пленкой (рис. 1.11). В дальнейшем изображение на рентгеновской пленке можно подробно изучать и архивировать. Рис. 1.11. Регистрация рентгеновского изображения пленкой 27 1.5. Рентгеновская пленка При классическом (традиционном) рентгенологическом исследовании основным его методом является рентгенография с регистрацией изображения на рентгеновской пленке. Физической основой рентгенографии является способность рентгеновских лучей воздействовать на эмульсионный слой пленки с формированием скрытого изображения. Проходя через исследуемый объект и, в зависимости от его внутренней структуры, по разному воздействуя на эмульсионный слой пленки, рентгеновское излучение инициирует восстановление металлического серебра из его галоидной формы пропорционально различию плотностей внутренней структуры объекта. Строение рентгеновской пленки достаточно сложное. Основой ее является подложка, представляющая собой тонкий лист гибкой прозрачной пластмассы (ацетилцеллюлоза), избранная для этой цели благодаря своей пожаробезопасности. Подложка обычно окрашена в голубоватый цвет для повышения чувствительности фотографической эмульсии пленки к коротковолновой части спектра, к которой относятся по своим физическим свойствам рентгеновские лучи и свечение усиливающих экранов, широко используемых при рентгенографии. Эмульсия наносится на подложку обычно с двух сторон для обеспечения более высокой чувствительности пленки, однако существуют типы рентгеновской пленки с односторонним эмульсионным слоем, в частности маммографические, когда требуется особенно высокая четкость и резкость изображения. Двусторонние рентгеновские пленки позволяют производить исследование при более коротких экспозициях, т. е. при меньшем облучении, чем в подобных случаях использования пленки с односторонним эмульсионным покрытием. Главными составляющими эмульсии рентгеновской пленки являются галоидное серебро и коллоидное вещество – желатин, приготовляемое из ткани животных. Это уникальное органическое вещество уже более 100 лет с успехом используют в рентгенологии и фотографии благодаря его свойству образовывать кристаллическую решетку, в порах которой содер- 28 жатся молекулы галоидного серебра. Светочувствительной основой рентгеновской эмульсии является бромистое серебро с добавлением йодистого серебра. Это галоидное соединение особо чувствительно к коротковолновой части спектра, т. е. к рентгеновским лучам и видимому свету с длиной волны не более 500 нм (сине-фиолетовые лучи) и не реагирует на длинноволновые – желтые и оранжево-красные лучи. Такие рентгеновские пленки называются несенсибилизированными, их можно обрабатывать в фотолаборатории при свете темно-зеленых или оранжево-красных фонарей. Добавление специальных красителей в эмульсию рентгеновской пленки может сделать ее чувствительной ко всему цветовому спектру, что требует ее химической обработки в полной темноте. В этом случае пленки называются сенсибилизированными, к ним относится, в частности, флюорографическая рентгеновская пленка. Помимо желатина и галоидного серебра, в эмульсии рентгеновской пленки содержатся другие вещества, придающие ей особые свойства. Это антисептики (карболовая кислота, фенол, хлоркреазол), необходимые для предотвращения размножения в эмульсии, содержащей желатин, микроорганизмов; дубители (хромо-калиевые квасцы, ацетат хрома), повышающие механическую прочность эмульсии, что особенно важно при высокой температуре окружающей среды; пластификаторы (глицерин, этиленгликоль), придающие эмульсии упругость, снижающие возможность ее растрескивания; антивуалирующие вещества (бромид калия, бензотриазол), необходимые для уменьшения вуалирования эмульсии рентгеновской пленки. Ведущие фирмы-производители рентгеновской пленки в последнее время переходят на производство эмульсий с «пластинчатыми зернами» галоидного серебра, что позволяет эффективно использовать сенсибилизирующие красители в эмульсии, повышающие ее радиационную и спектральную чувствительность. При этом уменьшается отрицательное влияние на формирование изображения рассеянного света. Еще в большей степени это выражено в пленках, в которых между основой пленки и эмульсией создается так называемый антикроссоверный 29 слой, содержащий специальный краситель-абсорбент, сводящий практически к нулю влияние рассеянного света на формирование изображения. На основе этих разработок создана, в частности, полностью антикроссоверная пленка для рентгенографии органов грудной полости с использованием ассиметричных усиливающих экранов. Основными физическими свойствами рентгеновской пленки являются: чувствительность, контрастность, фотографическая широта и спектральная чувствительность. Чувствительность характеризуется способностью пленки реагировать на малейшие воздействия рентгеновских и (или) световых лучей с появлением первых признаков восстановления металлического серебра из его галлоидной формы. Этот эффект проявляется в виде точек почернения, выявляемых при проявлении испытуемого образца рентгеновской пленки. Процесс исследования при определении исходной чувствительности пленки носит название сенситометрии и производится в приборе денситометре. При этом в качестве эталонного источника энергии используются рентгеновские лучи, которые последовательно в возрастающем количестве воздействуют на участки испытуемого образца, вызывая все большее их почернение. Минимальная доза облучения – это доза, которая дает первый определяемый эффект почернения на пленке и будет характеризовать ее радиационную чувствительность. Например, если для такого эффекта достаточна доза в 1/250 рентгена, то чувствительность пленки будет 250 обратных рентген (Р-1), соответственно при 1/500 – 500 Р-1, и т.д. Таким образом, чувствительность рентгеновской пленки кодируется в «обратных рентгенах» (Р-1), исходя из предназначенности пленки для рентгенологических исследований. Однако несенсибилизированная рентгеновская пленка реагирует и на коротковолновую часть спектра видимого света (голубые, фиолетовые и синие лучи), что используется при рентгенографии с усиливающими экранами. Исходя из чувствительности рентгеновской пленки и необходимости соотносить ее с конкретными исследованиями, выделяют пленку средней чувствительности – до 400–650 Р-1 и высокой 30 чувствительности – 1000–1400 Р-1. Пленки высокой чувствительности позволяют производить рентгенографию при меньших экспозициях (дозах облучения), с большим эффектом исследовать плотные и объемные структуры. Они чувствительны ко всему спектру видимого света (сенсибилизированные), что требует применения соответствующих усиливающих экранов и фотохимической обработки пленки в полной темноте. Контрастность рентгеновской пленки характеризуется ее способностью передавать различие плотностей исследуемого объекта. Высокий контраст на рентгенограмме характеризуется резким перепадом между «черным» и «светлым», менее контрастное изображение – с наличием в той или иной степени полутонов. Рентгеновская пленка создается с целенаправленно повышенной контрастностью, так как человеческое тело, для исследования которого она предназначена, обладает невысокой степенью внутренней рентгеноконтрастности, что в известной степени нивелируется за счет физических свойств пленки. Контрастность пленки кодируется как «коэффициент контрастности» или «Y–пленки» и находится в пределах 2,0–5,0 (в среднем 3,0–3,5). Более контрастная пленка по сравнению с малоконтрастной при одних и тех же условиях экспозиции может улучшить детализацию объекта, сделать снимок более пригодным для анализа. Существует прямая взаимосвязь между чувствительностью и контрастностью пленки. Высокочувствительная пленка обладает большим коэффициентом контрастности, и наоборот. В то же время высокочувствительные пленки быстрее «стареют» вследствие потемнения эмульсии, не связанного с ее облучением, что отрицательно сказывается на качестве рентгенограмм. Фирмы-производители обычно гарантируют сохранение исходных данных по чувствительности и контрастности пленок в течение года, при условии их правильного хранения и использования. Для последующего использования пленок вне этого срока может потребоваться увеличение экспозиций при рентгенографии от 1,5 до 2 раз, что повышает дозу облучения пациента. Для определения состояния просроченной пленки мы рекомендуем образец из коробки проявить 31 без дополнительного экспонирования, примерно в течение 3– 4 минут, отфиксировать, промыть и сравнить с эталоном – листом отфиксированной пленки, но без ее экспонирования и проявления. При этом можно сориентироваться, для каких рентгенологических исследований годится просроченная пленка. Условия проявления пленки могут заметно влиять на ее чувствительность и контрастность. Недопроявление сопровождается снижением этих показателей и возможностью появления артефактов на рентгенограмме. Перепроявление максимально реализует чувствительность пленки, повышает контрастность (так называемый фактор проявления), но одновременно возрастает вуалирование снимка, которое может значительно ухудшать его качество. Снимок наилучшего качества может быть получен только при соблюдении всех соответствующих технических условий его производства (экспозиция, напряжение на трубке и др.), при использовании качественной рентгеновской пленки и правильно организованном фотохимическом процессе. Фотографическая широта – это способность пленки представлять раздельно структурные элементы изучаемого объекта. Чем больше на пленке таких деталей, тем больше ее фотографическая широта. Взаимоотношения чувствительности, контрастности и широты пленки обратно пропорциональны: чем больше чувствительность и контрастность, тем меньше широта пленки, и наоборот. Фотографическая широта рентгеновской пленки невелика, чем сознательно поступаются, отдавая преимущество при ее производстве чувствительности и контрастности, более значимым для медицинской рентгенографии. Спектральная чувствительность пленки отражает ее способность реагировать на волновые составляющие видимого света и других видов излучений. Рентгеновская пленка чувствительна к коротковолновой части видимого света (голубые, фиолетовые, синие лучи), реагирует она и на другие виды коротковолнового излучения: рентгеновские лучи, ультрафиолетовое излучение. В настоящее время для увеличения информационной значимости рентгенограмм спектральная 32 чувствительность пленки может быть расширена за счет зеленого диапазона спектра, что требует применения с подобной пленкой специальных зеленочувствительных экранов. Такая пленка называется ортохроматической, сенсибилизированной к зеленому цвету, она используется совместно с редкоземельными зеленочувствительными экранами, в частности содержащими в своей эмульсии оксибромид лантана. Следует иметь в виду, что при ручной фотохимической обработке зеленочувствительной пленки можно пользоваться только оранжевокрасными лабораторными фонарями. Итак, мы разобрали основные вопросы, связанные со строением рентгеновской пленки, ее физическими свойствами. На реализацию полезных свойств пленки при рентгенографии, помимо ее чувствительности, контрастности, фотографической широты, спектральной чувствительности, влияют и другие факторы. Это температура и влажность окружающей среды, различного рода излучения, испарения химических веществ и смолистого дерева; условия хранения, в частности коробки с пленкой должны храниться «на ребре», а не штабелем – одна на другой, и т.д. При соблюдении условий правильного хранения и использования качественной рентгеновской пленки она может сохранять полезные свойства за пределами гарантийного срока. Рентгеновская пленка выпускается стандартных размеров для различных исследований: 1318, 1824, 2430, 3040, 3535 см, флюорографическая с односторонним эмульсионным слоем шириной 70, 100, 105 и 110 мм. Для различных размеров и типов пленок существуют соответствующие им светонепроницаемые кассеты и усиливающие экраны. Отечественная промышленность пока не обеспечивает медицину необходимой номенклатурой рентгеновских пленок, и рынок заполнен достаточно высококачественными пленками зарубежных фирм. Эта нестандартность ситуации диктует необходимость при появлении в рентгеновском кабинете нового типа пленки тщательно ознакомиться с ее паспортными характеристиками и, возможно, произвести пробные снимки на муляжах для отработки условий рентгенографии. 33 1.6. Усиливающие экраны Применение люминесцентных усиливающих экранов при рентгенографии с использованием кассет явилось революционным этапом развития рентгенологии. До этого периода существовала безэкранная рентгенография, когда применялись пленки с утолщенным эмульсионным слоем. При этом использовались дозы облучения от 10 до 100 раз большие, чем в последующем при использовании усиливающих экранов. В настоящее время применение безэкранной рентгенографии ограничено некоторыми исследованиями мягких тканей, костно-суставного аппарата, в стоматологии. Впервые рентгенограмма с применением усиливающего экрана была сделана на фотопластинке с односторонней эмульсией в США в 1896 г. Дальнейшее развитие этой методики стало возможным благодаря изобретению Т. Эдисоном флюоресцирующего экрана для рентгеноскопии, содержащего вольфрамат кальция, обладавшего высокой светоотдачей. С этого периода началось успешное применение усиливающих экранов, в эмульсии которых содержатся соли вольфрама кальция. Экраны такого типа успешно используются до сих пор. Дальнейшим развитием экранных технологий явилось создание высокочувствительных экранов на основе сульфида бария, редкоземельных химических элементов (гадолиния, иттрия), а на пороге XXI века – появление «зеленочувствительных» экранов, содержащих оксибромид лантана и другие соединения, для использования совместно с «зеленочувствительной» пленкой. Усиливающий экран представляет собой лист специального картона, на который наносится светочувствительная эмульсия, содержащая люминофор, способный флюоресцировать под воздействием рентгеновских лучей. Поверх эмульсионного слоя экрана наносится бесцветный защитный лак. Экраны делятся на передний и задний, соответственно с их местоположению относительно рентгеновской трубки. Ближний к трубке – передний, более тонкий, так как на него падает большее количество рентгеновских лучей, чем на задний, 34 с более толстым эмульсионным слоем, расположенный у задней стенки кассеты (позади эспонируемой пленки). Размеры экранов в точности соответствуют размерам кассет для соответствующих пленок. Комбинация из двух экранов в кассете способствует при рентгенографии максимальному эффекту построения на пленке скрытого изображения. Существуют методики использования пленок с односторонним эмульсионным покрытием и соответственно одного экрана повышенной разрешающей способности, что дает наиболее резкое и четкое изображение. Это особенно необходимо при маммографии для обнаружения такого важного микросимптома рака молочной железы, как микрокальцинаты. Технологии 90-х годов XX века позволили создать рентгеновские пленки с полным отсутствием внутреннего отражения света. При этом на одной пленке формируются два изолированных изображения на каждой ее стороне от соответствующего усиливающего экрана. Такая методика позволила создать двусторонние пленки, у которых эмульсионные слои имеют различные физико-технические характеристики, что позволит решать сложные диагностические задачи. В частности, так называемая двухрецепторная неотражающая технология, при которой соотношение чувствительности переднего и заднего экранов составляет 1 : 6, позволяет при рентгенографии органов грудной полости получать одномоментно резкое и высококонтрастное изображение сосудов малого круга и структурное изображение органов средостения, не «затемняя» при этом легочные поля. Физический принцип действия усиливающих экранов основывается на том, что рентгеновские лучи, проходя через них, инициируют флюоресценцию люминофора в эмульсии экрана. В свою очередь, возникающий при этом внутри кассеты экранный световой поток воздействует на галлоидное серебро эмульсии пленки, совместно с проходящими через пленку рентгеновскими лучами принимая участие в формировании скрытого изображения. Построение изображения на пленке происходит пропорционально степени прохождения рентгеновских лучей через исследуемый объект. Свечение экранов инициируется в коротковолновой части видимого света – го- 35 лубые, фиолетовые и синие лучи, к которым чувствительна рентгеновская пленка. Расширение этого спектра за счет зеленых лучей происходит у «зеленочувствительной пленки», что требует применения совместно с ней специальных экранов. О значении усиливающих экранов говорит тот факт, что при рентгенографии с их использованием фотоэффект воздействия на пленку увеличивается от 10 до 60 раз, обеспечивая формирование скрытого изображения в основном за счет световых лучей. Это в значительной степени снижает лучевую нагрузку на пациента, в диапазоне от 10 до 100 раз сравнительно с безэкранной рентгенографией. Усиливающие экраны делятся на три категории: низкой чувствительности (экраны высокого разрешения, тонкорисующие), средней чувствительности (универсальные, наиболее широко применяющиеся) и высокой чувствительности, созданные на основе сульфида бария, редкоземельных элементов (оксисульфида гадолиния) и других химических соединений. Особое место в современной рентгенологии начинают занимать комбинации «экран-пленка», где применяются «зеленочувствительные» экраны на основе оксибромида лантана и соответствующая ортохроматическая «зеленочувствительная» пленка. Такая технология позволяет расширить спектр воспринимаемого пленкой излучения и повысить качество изображения. Преимущества применения усиливающих экранов по сравнению с безэкранной рентгенографией заключается в следующем: значительное снижение дозы облучения пациентов и персонала, участвующего в исследовании; укорочение экспозиций (мАс) и сопряженное с этим уменьшение динамической нерезкости рентгенограммы; уменьшение энергетической нагрузки на рентгеновскую трубку и тем самым продление срока ее службы; большая возможность вариаций напряжения на трубке (кВ), и следовательно улучшение контрастности и градационных характеристик снимка; возможность применения микрофокусных трубок, что снижает геометрическую нерезкость на рентгенограмме, по- 36 зволяет производить снимки с увеличением рентгеновского изображения. Можно смело утверждать, что рентгенология немыслима без методики «экранной» рентгенографии. Усиливающие экраны требуют бережного к себе отношения. Их поверхность необходимо оберегать от повреждений, для предупреждения возникновения экранной нерезкости на рентгенограмме. Периодически экраны должны проверяться на степень световой эмиссии, так как она с течением времени уменьшается вследствие «старения» усиливающих экранов. В среднем срок нормальной работы каждого экрана до его замены исчисляется в 3–4 года. 1.7. Кассеты для рентгенографии Рентгеновская пленка поступает в кабинет в коробках, где в светонепроницаемой упаковке находятся десятки ее листов. При рентгенографии раздельно используется каждый лист пленки в кассете, размер которой соответствует формату пленки. Кассеты для рентгенографии представляют собой контейнеры с откидной задней крышкой, изготовляемые из различных материалов: цельнометаллические – обычно алюминиевые с железной задней крышкой, полимерные, комбинированные. Важным условием для светонепроницаемости кассет и устранения экранной нерезкости снимка является плотное прилегание крышки к экспонируемой пленке внутри кассеты. Это обеспечивается специальными замками на задней стенке кассет. В США выпускаются кассеты с изогнутыми пластмассовыми крышками, при закрывании которых из кассеты полностью выдавливается воздух, обеспечивая плотное прилегание пленки к усиливающим экранам внутри кассеты. Усиливающие экраны – один или два, в зависимости от типа используемой пленки – с односторонней эмульсией или двусторонней, прикрепляются специальным клеем к внутренней поверхности стенок кассеты. Недопустимо использование 37 клеев, которые могут вызвать загрязнение или повреждение эмульсионной поверхности экранов. При рентгенографии ближней к рентгеновской трубке будет дно кассеты, слабо поглощающее рентгеновские лучи, на котором изнутри кассеты располагается «передний», более тонкий, усиливающий экран. Задний – более толстый, располагается изнутри крышки кассеты. Комбинация экран – пленка – кассета должна обеспечивать высокое качество рентгенограммы, что требует хорошего технического состояния всех ее элементов. В случае появления дефектов снимка при кассетной рентгенографии следует исключить следующие его причины: повреждение стенок кассеты и (или) плохое функционирование замка на задней ее стенке; наличие воздушных зазоров между экранами и пленкой внутри кассеты; загрязнение контрастирующими веществами стенок кассеты и (или) экранов; повреждение эмульсионной поверхности экранов и (или) наличие на ней посторонних частиц. Завершая разделы регистрации виртуального рентгеновского изображения с помощью пленок и усиливающих экранов, в качестве примеров современных высококачественных рентгеновских фотоматериалов используем пленки фирмы «Kodak», предназначенные для общей рентгенологии. Пленка «Kodak MXB» с двусторонним эмульсионным слоем, оптически сенсибилизирована в синей части спектра. Ее чувствительность находится в пределах 1000–1300 Р-1. Относится к высокочувствительным, контрастным пленкам, требующим точного подбора экспозиций при рентгенографии. Используется совместно с синеизлучающими экранами, в частности типа «Kodak X-OMATIC REGULAR Screen». Пленка «Kodak MXG» – высокочувствительная (1500– 1800 Р-1), с двусторонней эмульсией, сенсибилизирована к зеленой части спектра. Применяется совместно с зеленоизлучающими ортохроматическими экранами на основе редкоземельных люминофоров, типа «Kodak Green 400TM» или «Kodak Lanex». При создании эмульсии этой пленки приме- 38 нена новейшая технология плоских микрокристаллов галоидного серебра с уменьшенной величиной кроссовера (рассеяния света), что обеспечивает высокую информативность и качество изображения. Этому также способствует антистатическая и противоореольная защита пленки. Содержание серебра в эмульсии пленки «Kodak MXG» – 3,9 г/м2. Указанные типы пленок фирмы «Kodac» могут подвергаться как ручной, так и автоматической (процессорной) фотохимической обработке при использовании лабораторных фонарей с красным фильтром и мощностью лампы в них не более 25 Вт. 1.8. Рассеянное излучение и борьба с ним При рассмотрении формирования рентгеновского изображения, предполагалось, что на приемник изображения попадают только фотоны, испущенные из фокусного пятна рентгеновской трубки и прошедшие через исследуемый объект по прямолинейной траектории, указанное излучение называется первичным. В действительности, рентгеновские фотоны движутся по прямолинейной траектории только при отсутствии кого-либо взаимодействия с окружающими объектами. При прохождении рентгеновских лучей через тело пациента происходит множество взаимодействий, приводящих к тому, что фотоны не только теряют свою энергию, но и изменяют направления распространения. Таким образом, во время экспозиции появляется рассеянное или вторичное излучение. В этом случае фотоны излучаются не точечным источником рентгеновской трубки, а всем телом пациента, они не несут полезной информации и лишь увеличивают количество регистрируемых фотонов, тем самым снижая контрастность изображения. Снижение уровня рассеянного излучения существенно улучшает качество изображения. Для этого первичный поток излучения, формируемый трубкой, ограничивается в соответствии со снимаемой областью. Ограничение облучаемой области является важным с позиций радиационной безопасности, поскольку 39 при этом снижается доза облучения. Для ограничения первичного потока используются устройства формирования луча, включающие в себя тубусы, плоские и глубинные диафрагмы. Тубусы, в частности, устанавливаются на дентальные аппараты и представляют собой металлические трубки различной формы и длины. Размер облучаемого поля зависит от длины тубуса и размера отверстия в нем. Плоской диафрагмой называется свинцовая пластина с круглым отверстием, установленная на кожухе трубки, напротив ее окна, и используемая совместно с глубинной диафрагмой или тубусом. Плоская диафрагма позволяет снизить внефокальное излучение, которое возникает в рентгеновской трубке, когда неправильно сфокусированный поток электронов взаимодействует с материалом анода за пределами анодной мишени. При таком взаимодействии рентгеновские фотоны распространяются во всех направлениях, они не несут полезной информации и ухудшают контрастность получаемого изображения. Глубинные диафрагмы состоят из нескольких пар свинцовых подвижных шторок, перемещение которых изменяет размеры облучаемого поля. Движение шторок может осуществляться вручную, с помощью специальных ручек и указателей, соответственно заданному размеру поля облучения, или автоматически с использованием датчиков, определяющих размер используемой кассеты с пленкой. В глубинные диафрагмы встроен оптический центратор, создающий световое поле, в точности соответствующее полю облучения. Также, для снижения вторичного излучения используются отсеивающие решетки. Отсеивающая решетка – это специальное устройство, состоящее из тонких пластинок свинца, разделенных между собой рентгенопрозрачными прокладками (рис. 1.12). Свинцовые пластинки поглощают большую часть фотонов рассеянного излучения, траектория движения которых отличается от первичного пучка, и часть первичного излучения. В формировании изображения участвуют только фотоны, прошедшие через рентгенопрозрачные прокладки. Основными параметрами решетки являются отношение решетки, фокусное расстояние и разрешение. 40 Рис. 1.12. Снижение вторичного излучения отсеивающей решеткой Отношение решетки числено равно отношению высоты свинцовых пластинок к расстоянию между двумя соседними пластинками. Например, если отношение решетки равно 16, то это значит, что высота пластинки в 16 раз больше толщины прокладки. На практике, чем выше отношение решетки, тем в большей степени она поглощает первичное и вторичное рентгеновское излучение. Расстояние от решетки до точки схождения лучей, прошедших через нее, называется фокусным расстоянием решетки. Фокусное пятно трубки и фокус решетки должны совпадать, а центральный луч пучка должен падать перпендикулярно на центр решетки. Для всех решеток указывается диапазон значений фокусного расстояния. Если фокусное пятно оказывается за пределами указанного диапазона, то происходит срезание боковых краев изображения. Данный эффект также наблюдается при неточной центрации отсеивающей решетки. Для большего снижения рассеянного излучения могут использоваться перекрестные решетки, включающие в себя две решетки, идущие одна за одной, свинцовые пластины которых взаимно перпендикулярны. Отсеивающие решетки могут быть стационарными и подвижными. Стационарные решетки при экспонировании создают тени на изображении, поэтому на практике используются подвижные решетки, при движении которых тени пластинок размазываются на изображении и становятся невидимыми. 41 Устройство, включающее в себя решетку и механизм ее перемещения, называется диафрагмой Буки – Поттера. Разрешение (частота) решетки указывается в количестве линий на сантиметр и соответствует количеству пластинок, содержащихся в 1 см. Проходя через исследуемый объект и приемник изображения, рентгеновские лучи взаимодействуют с объектами расположенными за ними. При этом, возникает рентгеновское излучение, которое может распространяться в обратном направлении. Оно называется обратным излучением. Для уменьшения его влияния на рентгеновскую пленку на обратной стороне кассеты располагается лист свинцовой фольги. 1.9. Рентгеноскопия, рентгенотелевидение Рентгеноскопия явилась ранней методикой рентгенологического исследования человека наряду с первыми рентгенограммами, выполненными на стеклянных фотопластинках. Сущностью рентгеноскопии является «просвечивание» рентгеновскими лучами с регистрацией изображения на флюоресцирующем экране. В качестве люминофора использовались соли цинка, кадмия и цезия. Особенностью этого метода до середины XX века являлась необходимость исследования в темноте ввиду неяркого свечения экрана и обязательная предварительная темновая адаптация глаз врача-рентгенолога. Изображение при рентгеноскопии на флюоресцирующем экране позитивное (относительно негативного, получаемого на рентгенограмме). Достоинством рентгеноскопии является возможность рентгенофункционального исследования, что позволяет наблюдать в реальном времени функцию органов, обладающих двигательной активностью: сердце, легкие, желудочно-кишечный тракт. Однако, до появления рентгенотелевидения недостатки рентгеноскопии были многочисленны: большая лучевая нагрузка на пациента и персонал кабинета; низкая разрешающая способность и невысокая яркость свечения флюоресцирующего экрана; 42 необходимость темновой адаптации и переадаптации органа зрения врача-рентгенолога, что иногда требует значительного времени (до 20–50 мин.) Революционным прорывом в рентгенотехнике явилось создание усилителей рентгеновского изображения и рентгенотелевидения, что обеспечило новую жизнь рентгеноскопии – методу исследования, значимому и в XXI веке. В основе усиления рентгеновского изображения (УРИ) лежит использование электронно-оптического преобразователя (ЭОП), трансформирующего неяркое изображение, возникающее при рентгеноскопии на входном люминесцентном экране, в электронное. Последнее в ЭОП под воздействием высокого напряжения на выходе из него превосходит яркость свечения входного экрана в 2500–3000 раз (рис. 1.13). Далее изображение транслируется с помощью телевизионной трубки в приемное устройство, со всеми возможностями телевизора по управлению качеством изображения на его экране. Рис. 1.13. Регистрация рентгеновского изображения электронно-оптическим преобразователем С этого периода рентгеноскопия в ее рентгенотелевизионном варианте обрела новые возможности: повышение яркости изображения без увеличения мощности рентгеновского излучения; 43 уменьшение лучевой нагрузки на пациента и врача-рентгенолога; возможность проведения исследования при обычном освещении в рентгеновском кабинете; отсутствие необходимости «темновой» адаптации и переадаптации органа зрения врача-рентгенолога; возможность регистрации, получаемой при рентгенотелевизионном исследовании информации по аналоговому принципу (видеозапись и т. п.) или в цифровом варианте; создание с помощью кинорентгенографии фильмов, отражающих динамические процессы в органах, обладающих двигательной активностью; с помощью специальных люминофорных пластин можно накапливать информацию, получаемую при рентгенотелевизионном исследовании, с последующим ее воспроизведением в виде твердых копий на пленочных носителях, записи на магнитных или оптических дисках; копий на фотопленке, изготовленных с помощью лазерных принтеров и т. д. 1.10. Классическая линейная томография Обычное рентгеновское изображение является проекционным. Изображения одних анатомических структур частично или полностью накладывается на другие, в результате чего теряется большая часть информации. Для получения изолированного изображения структур, расположенных в одной плоскости, используется томография. Томографический эффект достигается за счет непрерывного движения во время съемки двух из трех элементов: рентгеновская трубка – пациент – пленка. Обычно перемещаются рентгеновская трубка и пленка в противоположных направлениях, а пациент остается неподвижным (рис. 1.14). При перемещении изображения большинство деталей на рентгенограмме становятся размазанными и нечеткими, резкими получаются только структуры, находящиеся на уровне центра вращения системы рентгеновская трубка – пленка. 44 Рис. 1.14. Принцип получения изображения при томографии Уровень выделяемого слоя задается изменением положения центра вращения системы рентгеновская трубка – пленка, а толщина выбираемого слоя определяется амплитудой движения. Чем больше амплитуда, тем тоньше будет томографический слой. Обычно амплитуда составляет 20–50. Если задается малый угол 3–5, то получается изображение толстого слоя. Такое исследование называется зонографией. Классическая томография наиболее широкое распространение получила в пульмонологии. Она позволяет получать изображения трахеи и крупных бронхов без использования контрастирующих веществ, позволяет выявить полости распада в участках инфильтрации или в опухолях, обнаружить увеличение размеров внутригрудных лимфатических узлов. Этот метод также называется конвенциальной или линейной томографией. Ее практическое значение уменьшилось в связи с наступлением «эры компьютерной томографии». 1.11. Флюорография Флюорография является методом преимущественно профилактического рентгенологического исследования органов грудной клетки, при котором изображение, получаемое на 45 люминисцентном экране, регистрируется с уменьшением на фотопленку размером 110110 мм, 70170 мм или с помощью ПЗС матрицы и позволяет, в частности, выявлять туберкулез на ранней стадии и другие заболевания легких. Основными блоками флюорографического аппарата являются генератор, рентгеновская трубка, кабина, защищающая рентгенлаборанта от рентгеновского излучения, флюоресцентный экран и система регистрации изображений. Рентгеновское излучение, созданное рентгеновской трубкой, проходя через тело пациента, попадает на люминесцентный экран (рис. 1.15). Его рабочее поле соответствует размеру грудной клетки взрослого человека. Экран изготавливается на основе люминофора Gd2O2S. Полученное световое излучение фокусируется на пленку или ПЗС матрицу с помощью оптической системы, важным параметром которой является светосила. Чем выше светосила, тем с большей интенсивностью световой поток попадет на регистрирующее устройство. Каждая оптическая система в некоторой степени искажает изображение на его перифирической части. Основными параметрами, характеризующими нелинейную передачу изображения, являются: виньетирование (снижение освещенности от центра к краю) и разрешающая способность по центру и на краях изображения. По завершению экспозиции на пленочных флюорографических аппаратах рулонная пленка автоматически перематывается и аппарат готов к выполнению следующего исследования. Рис. 1.15. Принципиальная схема флюорографического аппарата 46 Пленочные флюорографические аппараты – относительно дешевые системы, обеспечивающие высокую пропускную способность, но их существенным недостаткам является низкая информативность снимка. Указанный недостаток позволило преодолеть использование в качестве устройства регистрации рентгеновского изображения ПЗС матриц, сигнал с которых оцифровывается и передается на компьютер для дальнейшей обработки. Дальнейшим развитием данного метода исследования стало появление сканирующего флюорографического аппарата. В аппарате для регистрации изображения используется кремниевый линейный детектор, который состоит из 1024 независимых элементов, непосредственно регистрирующих рентгеновское излучение. Для получения снимка детектор перемещают в горизонтальной плоскости вдоль грудной клетки одновременно с веерообразным рентгеновским пучком, формируемым щелевой диафрагмой (рис. 1.16). Поскольку веерообразный пучок лучей практически не создает рассеянное излучение, то в аппарате не используется отсеивающая решетка. Отсутствие растра и оптической системы позволяет повысить разрешающую способность по контрастности на снимках в 7 раз и снизить дозу облучения, полученную пациентом практически в 5 раз по сравнению с флюорографическими аппаратами, регистрирующими изображения на плен ке или с помощью ПЗС матрицы. Рис. 1.16. Принципиальная схема сканирующего флюорографического аппарата 47 Детектор и щелевая диафрагма крепятся к штанге, которая с помощью шагового двигателя совершает вращательное движение вокруг фокусного пятна излучения на аноде. По окончании движения, данные обрабатываются, и изображение появляется на экране монитора. Подобные системы позволяют получать изображения с пространственным разрешением 3 пары линий на миллиметр, единственным их недостатком является большое время, необходимое для получения изображения, составляющее, как правило, около 5 с. Также для получения изображений во флюорографических аппаратах могут использоваться полноразмерные (4040 см) полупроводниковые детекторы. 1.12. Цифровая рентгенография В последние годы все более широкое распространение находят цифровые методы рентгенографии, предполагающие получение изображений в цифровом виде. Использование цифровых методов визуализации позволяет снизить себестоимость проведения исследований за счет перехода на «беспленочные технологии», обеспечивающие экономию материалов и времени затрачиваемых на печать пленок, а также экономию площадей, отводимых под архив. Цифровые изображения хранятся на относительно недорогих носителях, обеспечивающих надежное хранение данных и быстрый своевременный доступ к ним. Наличие изображений в цифровом виде позволяет проводить сложную компьютерную обработку, направленную на улучшение качества изображений и подчеркивание диагностически ценной информации, обеспечивает одновременный доступ к изображениям различных специалистов в рамках данного учреждения и позволяет проводить сеансы телемедицины с привлечение различных специалистов из других лечебных учреждений. При преобразовании в цифровое изображение рентгеновское аналоговое изображение разбивается на мельчайшие элементы, называемые пикселами (pixel – picture element – элемент изображения), яркость которых определяется степе- 48 нью поглощения излучения тканями. В результате получается матрица с размерностью NxNy, где Nx – количество строк, Ny – количество столбцов, и соответственно каждый пиксель имеет свои пространственные координаты. Размеры матрицы цифрового изображения, как правило, составляют от 10241024 до 40964096. Яркость пикселя в цифровом рентгеновском изображении представлена 12 битами, которым соответствуют 4096 градаций серой шкалы, что позволяет на изображениях одновременно дифференцировать как плотные, так и мягкие структуры. Основными методами получения цифровых рентгеновских изображений являются: оцифровка рентгеновского изображения, получаемого на выходе с усилителя рентгеновского изображения (УРИ); применение запоминающих люминофорных пластин; использование полупроводниковых детекторов для регистрации рентгеновского изображения. Наиболее широко используемым методом получения цифровых изображений является использование подсистем, позволяющих оцифровать видеосигнал с выхода УРИ. Такие системы построены на базе аналогово-цифрового преобразователя (АЦП). АЦП регулярно измеряет амплитуду видеосигнала и в зависимости от ее величины присваивает цифровое значение (рис. 17). Число измерений выполняемых в течение секунды называется частотой модуляции. Чем выше эта частота, тем более точно будет оцифрован видеосигнал. Метод является относительно дешевым, используется более 15 лет и позволяет получать цифровые изображения высокого качества. Разрешение Рис. 1.17. Преобразование анало- получаемых цифровых изобрагового сигнала в цифровой жений в основном определяет- 49 ся разрешением ЭОП и видеосистемы УРИ. Существенным недостатком метода является ограничение визуализируемой области входным диаметром ЭОП. В основе метода цифровой рентгенографии с использованием люминофорных пластин лежит способность некоторых люминофоров запоминать рентгеновское изображение. Пластины люминофора располагаются в светонепроницаемых кассетах, которые по размерам соответствуют обычным кассетам, используемым с пленкой. Кассеты загружаются в экранноснимочное устройство. Регистрация рентгеновского изображения происходит в момент экспозиции. Такое изображение может храниться в течение нескольких часов. Считывание изображения выполняется инфракрасным лазером, вызывающим вынужденную люминисценцию, при которой накопленная кристаллами люминофора энергия высвобождается в виде фотонов светового излучения. Интенсивность светового излучения пропорциональна количеству поглощенных рентгеновских фотонов. Световое излучение преобразуется фотоэлектронным умножителем в электрический сигнал, который усиливается, а затем оцифровывается АЦП. Сигнал записывается в форме матрицы цифрового изображения. Оставшееся скрытое изображение стирается интенсивным световым потоком, после чего люминофорную пластину можно использовать вновь. Использование люминофорных пластин позволяет получать цифровые рентгеновские изображения с высоким качеством и высокой разрешающей способностью (5–6 пар линий/ мм). По сравнению с традиционными изображениями на рентгеновской пленке, изображения, полученные с помощью люминофорных пластин, характеризуются более широким динамическим диапазоном, что обеспечивает более высокую контрастность между тканями. Полупроводниковые детекторы представляют собой полноформатные матрицы размером 400400 мм, содержат 20482048 элементов и позволяют регистрировать рентгеновские изображения с высоким качеством и разрешением. Существует два метода регистрации рентгеновских изображений. 50 Первый метод предполагает преобразование рентгеновского излучения в световое. В этом случае детектор содержит слой люминофора на основе соединения иттрия, активированного европием, или соединения цезия, активированного таллием (рис. 1.18). Рентгеновское излучение, преобразованное люминофором в световое, передается по оптоволокну кремниевому диоду, который преобразует его в электрический сигнал, затем оцифровываемый АЦП и используемый для формирования изображения. Рис. 1.18. Полупроводниковый детектор с преобразованием рентгеновского излучения в световое Метод позволяет быстро считывать информацию, что позволяет его использовать как для рентгенографии, так и для рентгеноскопии. Второй метод основан на непосредственном преобразовании детектором рентгеновского излучения в электрический сигнал. Рентгеновское излучение, проходя через слой аморфного селена (a-Se), вызывает его ионизацию: образуются свободные электроны и положительно заряженные ионы. Под действием приложенного напряжения (E) электроны смещаются к аноду, а ионы движутся в противоположном направлении к катоду. В результате, на подключенном к элементу детектора конденсаторе С 3 (рис. 1.19) накапливается напряжение пропорциональное интенсивности рентгеновского излучения. По окончанию экспозиции напряжение считывается с помощью полевого транзистора VT3, играющего роль ключа, усиливается и оцифровывается АЦП. Полученные сигналы записываются в форме матрицы изображения. 51 Рис. 1.19. Регистрация рентгеновского излучения a-Se детектором Указанный метод называется прямой цифровой рентгенографией. Прямая рентгенография в отличии от традиционной съемки на пленку, использования УРИ и других методов цифровой рентгенографии, позволяет получать более точную информацию о характере поглощения рентгеновского излучения и более четкие изображения. Это связано с меньшим количеством преобразований рентгеновского излучения и отсутствием флюоресцирующих экранов, которые приводят к нечеткости изображений. К недостаткам данного метода можно отнести большое время, необходимое для считывания полученных данных и высокая стоимость детектора. В качестве примера эффективности цифровой рентгенодиагностики можно привести результат использования аппарата «Prestige» (фирма «General Electric», США), который позволяет: модулировать контрастность и яркость изображений, что способствует одновременному изучению низко- и высококонтрастных структур; проводить обработку изображения за счет фильтра подчеркивания контура, инвентирования, вычитания изображений, измерения расстояния, углов, сегментов, увеличения зоны интереса; 52 архивировать изображения на жесткие диски и внешние носители (стример, CD, MOD); передавать изображения в формате DICOM 3.0 на рабочее место врача-рентгенолога или в сеть Интернет без потери качества; сокращать время исследования и лучевую нагрузку в 10 раз (время исследования в среднем 2 мин при лучевой нагрузке 1,2 Гр) по сравнению с выполнением равнозначной методики на обычных рентгенодиагностических аппаратах с УРИ; выводить одновременно на экран до 15 изображений, что позволяет проследить движение контрастирующего вещества с заданной частотой кадра; сохранять изображения путем видеозахвата, что позволяет увеличить и расширить возможности последующего анализа; уменьшать расход рентгенопленки и реактивов наряду с увеличением количества полученных изображений с частотой заданной режимом записи (2–6 изображений в секунду) в виде замкнутой кинопетли (Макогонова М. Е. [и др.], 2004). 1.13. Рентгенодиагностическая аппаратура отечественного производства Рентгенодиагностические аппараты в зависимости от конструкции и условий эксплуатации подразделяют на стационарные, передвижные и переносные. К стационарным отечественным рентгенодиагностическим аппаратам относится рентгенодиагностический комплекс – «Рентген-50-2» на 3 рабочих места, «РУМ-20 М» на 2 рабочих места, рентгенодиагностический телеуправляемый комплекс «Рентген-100Т», предназначенный для проведения полного объема рентгенодиагностических исследований. Передвижные рентгенов-ские аппараты позволяют обследовать больных и пострадавших в послеоперационных палатах и отделениях реанимации (например палатный аппарат 12П6), в военно-полевых, экспедиционных и экстремальных условиях (аппарат 9Л5, РУМ-24, импульсный аппарат «Дина-2» и др.). Постоянно совершенствуется и попол- 53 няется новыми моделями парк специализированной рентгенодиагностической аппаратуры, к которой относятся флюорографы 12Ф7, 12Ф7-Ц с 70 и 100 мм фотокамерами, а также флюорографы с цифровой записью изображения, предназначенные для массовых профилактических обследований населения, прежде всего для выявления туберкулеза и рака легких. К классической рентгенодиагностической аппаратуре относятся линейные томографы и томографические приставки, предназначенные для «послойных» исследований легких, костей и т. д., не утративших своего значения даже в наш век компьютерной и магнитно-резонансной томографии. Совершенствуются аппараты для ангиографических исследований, в частности для проведения коронарографии; специализированые аппараты для нейрорентгенологических и урологических исследований; маммо-графы для исследования молочных желез, что значимо, учитывая увеличение количества случаев рака молочных желез у женщин и «омоложение» этого заболевания. Рентгенодиагностическая аппаратура в стоматологии в настоящее время представлена ортопантомографами, позволяющими одномоментно производить панорамные снимки обеих челюстей и всех зубов. Определенное значение, прежде всего в травматологии, имеет электрорентгенография (ксерорентгенография), производимая без использования серебросодержащей рентгеновской пленки, что снижает стоимость исследования. Детектором виртуального рентгеновского изображения при этом виде исследования служит электростатически заряженная селеновая пластина, после экспонирования которой информация переносится на бумагу, а пластина может многократно использоваться повторно. Следует подчеркнуть, что современные рентгенодиагностические комплексы оборудованы устройствами для формирования потока излучения, обеспечивающими максимальную защиту пациента от облучения. К таким устройствам относятся диафрагмы, тубусы, фильтры, отсеивающие решетки; коллиматоры, формирующие поток рентгеновского излучения в пространстве; автоматические рентгеноэкспонометры и стабилизаторы яркости изображения. Регистрация рентгеновского изображения, помимо использования пленок и усили- 54 вающих экранов, осуществляется такими устройствами, как телевизионный видеоконтольный монитор, сопряженный с УРИ (ЭОП); видеомагнитофонная запись, фото- и киносъемка; цифровая запись изображения, с последующим его воспроизведением с помощью лазерных принтеров; субстракционные методики, в частности субстракционная (вычитательная) ангиография; возможность передачи рентгенодиагностической информации по электронным сетям. В начале XXI века в России рекомендовано к применению 7 типов отечественных цифровых рентгеновских комплексов. Среди них малодозовые сканирующие цифровые флюорографы «АПЦФ-01» (ЗАО «Рентгенпром»), МЦРУ «Сибирь» (Новосибирск), «СириусСкан» (Медрентех, Москва). Выпускается телеуправляемый комплекс «Телемедикс-Р» (ЗАО «Ами-ко»), оборудованный полипозиционными столами с цифровыми приемниками изображения, выполняющими функции всех трех классических рабочих мест. Достижением российской рентгенотехники является производство современных многопрофильных хирургических рентгеновских комплексов с мнопозиционными арочными («С-arm») штативами. Среди них рентгеновский аппарат с цифровой памятью «ARCO-140» (ЗАО «Амико), русифицированный вариант аппарата фирмы «Philips» – «УРС-230 «Абрис» (фирма «Абрис»). Представляют интерес и практическую полезность многочисленные разработки рентгенодиагностической аппаратуры, включая цифровые системы Санкт-Петербургской компании «Электрон», успешно работающей на российском рынке более 15 лет. В целом в России производится достаточно рентгенодиагностического оборудования общего назначения и все виды рентгенозащитной техники. Однако производство высококлассных цифровых рентгенодиагностических систем и, прежде всего, компьютерных томографов, ангиографических комплексов, ортопантомографов и т.д., остается еще делом будущего. Таким образом, развитие рентгенодиагностической аппаратуры с ее многофункциональными возможностями идет по пути непрерывного совершенствования, основанного на передовых достижениях науки и техники, в частности цифровой регистра- 55 ции виртуального рентгеновского изображения. Это позволяет заменить непрерывное облучение импульсным, и тем самым снизить дозу облучения пациента, что является одной из задач прогрессивного развития современной рентгенодиагностики. В заключение представим принципиальную схему современной рентгенодиагностической установки (рис. 1.20). Рис. 1.20. Принципиальная схема рентгенодиагностической установки (по Л.Д. Линденбратену и И.П. Королюку) 1 – питающее устройство; 2 – излучатель (рентгеновская трубка); 3 – устройство для коллимации пучка излучения; 4 – пациент; 5 – отсеивающая решетка; 6 – рентгеноэкспонометр; 7 – рентгеновская кассета; 8 – рентгеновская пленка в комбинации с усиливающими экранами; 9 – электронно-оптический усилитель; 10 – люминисцентная пластина для цифровой рентгенографии; 11 – дисплей; 12 – магнитный накопитель изображений. 1.14. Условия получения качественных рентгенограмм В предыдущих разделах мы остановились на той роли, которую играют свойства рентгеновской пленки: чувствительность, контрастность, широта, спектральная чувствитель- 56 ность; усиливающие экраны, способы визуализации при рентгенологическом исследовании в получении качественного изображения. В получении качественного изображения важны и характеристики типов рентгеновских аппаратов и использованными в них излучателей; уровни экспозиционных доз и высокого напряжения на трубке, способов ограничения полей облучения, воздействие на рассеянное излучение и т. д. Рентгеновское изображение, аналоговое или цифровое, всегда представляет собой баланс многих составляющих, пропорциональность которых изменчива и зависит от вида конкретного исследования. Главным принципом при этом является максимально возможное уменьшение облучения пациента и персонала рентгеновского кабинета, но без ущерба для получения диагностически значимой информации. Таким образом, набор факторов, определяющих высокое качество рентгеновского изображения, всегда носит индивидуальный ситуационный характер. Однако в любом случае необходимо избегать технологических нарушений на различных стадиях получения рентгеновского изображения, которые независимо от вида исследования снижают его качество, способствуют появлению артефактов на рентгенограммах. К таким нарушениям, в частности, относится нерезкость снимка, которая подразделяется на геометрическую, экранную, динамическую и суммарную. Резкость рентгенограммы определяется четкостью отличия одной детали изображения от другой. Глаз человека способен уловить нерезкость рентгеновского изображения, когда она составляет по контуру его деталей не менее 0,25 мм. Геометрическая нерезкость зависит от размеров фокусного пятна рентгеновской трубки и от расстояний: фокус трубки – пациент и пациент – рентгеновская пленка. По размерам фокусного пятна трубки подразделяются на микрофокусные (фокус 0,30,3 мм), с малым фокусом (от 0,60,6 до 1,21,2 мм) и большим фокусом (от 1,31,3 до 2,02,0 мм и больше). При рентгенографии с использованием трубок с микро- и малым фокусом может потребоваться увеличение выдержки, что, в свою очередь, может привести к увеличению динамической 57 нерезкости снимка. Трубки такого типа наиболее эффективны при рентгенографии костно-суставного аппарата и других объектов с короткими выдержками. Геометрическая нерезкость возрастает при увеличении расстояния объект – пленка. Это определяет необходимость максимально приближать объект исследования к пленке. На рентгенограмме геометрическая нерезкость проявляется в той или иной степени равномерной нерезкостью снимка, что отличает ее от других видов нерезкости. Экранная нерезкость зависит от технического состояния усиливающих экранов и от размера зерен люминофора в их эмульсии. Повреждения поверхности экранов, неплотное прилегание к ним пленки в кассете может явиться источником этого вида нерезкости. В отличие от геометрической, экранная нерезкость фрагментарна – она появляется на тех участках снимка, где нарушен нормальный контакт между экра ном и пленкой. При крупнозернистой чувствительной эмульсии экрана, большей, чем зернистость использованной совместно с ним пленки, нерезкость может захватить весь снимок. Необходимо иметь в виду важность соответствия определенного типа усиливающего экрана и использованной с ним рентгеновской пленки. Для несенсибилизированных пленок средней чувствительности с успехом используются экраны на основе солей вольфрамата (ЭУ–ВIА, ЭУ–В2А и ЭУ–В3А), свинцово-баритовые экраны (ЭУ-Б), на основе солей иттрия (ЭУИI). Применение последних вместо вольфраматного (ЭУ-В2) равноценно увеличению в 4 раза мощности рентгеновского аппарата. С высокочувствительной сенсибилизированной рентгеновской пленкой используются сульфидные экраны (ЭУ-С), которые позволяют значительно снизить экспозицию по сравнению с вольфраматными экранами. Для «зеленочувствительных» ортохроматических пленок используются экраны, сенсибилизированные к этой части спектра, на основе оксибромида лантана и солей других редкоземельных элементов. Динамическая нерезкость связана с движениями пациента во время получения снимка. Она может возникнуть при несоответствии условий рентгенографии и движений иссле- 58 дуемых органов. Это относится, прежде всего, к сердцу и легким, где выдержка при рентгенографии не должна быть больше 0,02 с, при исследовании желудочно-кишечного тракта этот показатель может быть до 0,2 с. Для того чтобы избежать динамической нерезкости, связанной с движениями исследуемых органов, необходимо правильно сориентировать пациента относительно задержки дыхания при рентгенографии. Труднее преодолеть динамическую нерезкость при рентгенографии больных, с которыми нарушен контакт ввиду их особенностей или тяжести состояния, и у маленьких детей, где приходится порой прибегать к искусственной их фиксации. Суммарная нерезкость имеется в виду тогда, когда суммируются все указанные выше виды нерезкости. В этом случае она всегда более значима, чем любой из составляющих ее видов нерезкости и труднее преодолевается. В то же время при суммарной нерезкости важно выделить основной образующий ее фактор, который потребует коррекции прежде всего. Так, при рентгенографии легких это будет выдержка (не более 0,02–0,015 с), а при рентгенографии неподвижных объектов это, прежде всего, преодоление геометрической нерезкости за счет использования микрофокусных трубок, уменьшения расстояния объект-пленка. Таким образом, условия получения качественных рентгенограмм и эффективного проведения других видов рентгенологического исследования всегда многофакторные, что должно учитываться при организации работы в рентгенодиагностическом кабинете. 1.15. Условия, необходимые врачу рентгенологу для анализа рентгенограмм Заключительным этапом рентгенологического исследования является анализ врачом-рентгенологом полученного снимка. Для наибольшей диагностической эффективности этого процесса необходимы особые условия. Прежде всего это касается специальных приспособлений – негатоскопов, в которых должно быть равномерное, регулируемое по степени яркости, 59 освещение по всему световому полю. Освещенность негатоскопа должна быть одинаковой и по цветности во всех его участках. Желательно иметь возможность ограничения светового поля соответственно размеру анализируемого снимка с помощью специального диафрагмирующего устройства в негатоскопе. Размеры изготавливаемых негатоскопов вариабельны – от предназначенных для анализа одного снимка (до 3040 см) до большеформатных, для анализа серий рентгенограмм и томограмм. Нами были сконструированы и успешно использовались большеформатные негатоскопы с люминесцентными лампами и возможностью крепления снимков по всему световому полю за счет плоской резины, расположенной по периметру негатоскопа. Специальные приборы для анализа рулонных флюорограмм – флюороскопы – имеют в своей конструкции увеличительные лупы для детального анализа изображения. Лупы с различной степенью увеличения могут использоваться при анализе рентгенограмм на негатоскопе. Освещение в помещении, где производится анализ изображения на рентгенограммах (флюорограммах), должно быть неярким и равномерным. На поверхности негатоскопов не должно быть солнечных бликов и других световых рефлексов. Цифровое изображение, полученное при рентгенологическом исследовании, имеет свои особенности диагностического анализа, в зависимости от способов его воспроизведения (твердые копии, магнитные и лазерные диски и т. п.) Следует подчеркнуть, что полученные объективные результаты рентгенологического исследования, зафиксированные в различных вариантах, подвергаются в известной степени субъективной оценке врачом-рентгенологом. Это может потребовать в отдельных случаях коллегиального анализа полученной рентгенодиагностической информации. 1.16. Влияние рентгеновского излучения на человека Рентгеновские лучи относятся к тормозному варианту квантового ионизирующего излучения (ИИ). Проходя через биологические структуры, ИИ вызывает возбуждение и иониза- 60 цию атомов, вследствие чего в тканях появляются атомы и молекулы, характеризующиеся высокой физико-химической активностью. Взаимодействуя друг с другом, окружающими их неионизированными молекулами и атомами, под воздействием дальнейшего ИИ, они образуют активные радикалы и перекиси, что приводит к функциональным и морфологическим изменениям клеток тканей и органов. Отсюда возникает необходимость определения допустимых доз рентгеновского ИИ при исследовании организма человека, что входит в задачи медицинской радиологии. Величины этих доз определяются чувствительностью клеток тканей и органов к ИИ. В наибольшей степени отрицательному воздействию рентгеновского ИИ подвержены клетки, находящиеся в активной фазе своего жизненного цикла, клетки системы крови. В наименьшей степени могут пострадать от рентгеновского ИИ клетки костной и мышечной систем, хрящевой и жировой тканей. Степень воздействия рентгеновского ИИ на организм человека определяется величиной поглощенной дозы, которая измеряется в греях (1 Гр = 1 Дж/кг). Эта величина численно равна отношению средней энергии, переданной ИИ веществу в элементарном объеме, к массе вещества в этом объеме. На практике радиологического контроля действия источника ИИ (включая рентгеновское излучение), используется величина, измеряемая в зивертах (Зв). Зиверт – это доза ИИ любого вида, производящая биологическое воздействие такое же, как доза рентгеновского излучения в 1 Гр. Законодательно установлены следующие категории людей, подвергающихся воздействию ИИ, включая рентгеновское излучение: группа «А» – лица, непосредственно работающие с техногенными источниками ИИ; группа «Б» – лица, которые в связи с условиями работы находятся в сфере воздействия источника ИИ; группа «В» – все остальное население. К этой группе также относятся медицинские работники, которые по роду своей деятельности, периодически находятся в сфере действия 61 ИИ. Это, в частности, ангиохирурги, травматологи, эндоскописты и другие специалисты, выполняющие манипуляции под рентгеновским контролем. Основные дозовые пределы излучения (в миллизивертах – мЗв) представлены в табл. 1.1. Таблица 1.1 Основные дозовые пределы излучения Нормируемые величины Эффективная доза Эквивалентная доза за год в хрусталике, коже**, кистях и стопах, мЗв Дозовые пределы группа А*, мЗв 20 мЗв в год в среднем за любые последовательные 5 лет, но не более 50 мЗв в год 150 500 500 группа Б, мЗв 1 мЗв в год в среднем за любые последовательные 5 лет, но не более 5 мЗв в год 15 50 50 *Дозы облучения (как и все остальные допустимые производные уровни для персонала группы Б) не должны превышать 1/4 значений для персонала группы А. **Относится к среднему значению в слое толщиной 5 мг/см под покровным слоем толщиной 5 мг/см2. На ладонях толщина покровного слоя 40 мг/см2 (по Л. Д. Линденбратену и И. П. Королюку, 2000). 1.17. Техника безопасности и охрана здоровья в рентгенологии Техника безопасности складывается из целого ряда составляющих: расположение рентгенодиагностических кабинетов, источников ИИ в учреждениях здравоохранения должно соответствовать существующим законодательным нормативам, призванным обеспечить радиологическую безопасность человека и окружающей среды; 62 постоянный контроль исправности рентгенодиагностической аппаратуры, плановое проведение ее профилактических осмотров с определением соответствия нормальным показателям радиологических параметров функционирования этой аппаратуры и состояния воздушной среды в кабинете; применение внутри рентгеновских кабинетов защитных устройств, призванных обеспечить максимальную защиту персонала от ИИ (ширмы, фартуки, перчатки из просвинцованной резины и т. п.); максимальная защита органов и частей тела пациента, вне области осуществляемой рентгенодиагностики, приспособлениями из просвинцованной резины; использование фактора «защиты расстоянием» при проведении исследования, поскольку интенсивность облучения снижается обратно пропорционально квадрату расстояния от источника до облучаемой поверхности; обязательное наличие в рентгенодиагностических кабинетах средств оказания экстренной медицинской помощи, имея в виду, в частности, возможные осложнения при использовании рентгеноконтрастирующих веществ (аллергия, анафилаксия) и т. п.; использование персоналом рентгеновского кабинета индивидуальных дозиметров, работающих по принципу накопления дозы ИИ за определенный период времени, с четким ведением соответствующей документации; соблюдение положений, ограничивающих возможность работы в сфере ИИ, включая рентгенодиагностику по состоянию здоровья; использование и соблюдение норм трудового законодательства, предоставляющего льготы лицам, занимающимся рентгенодиагностикой. 63 ГЛАВА 2. ФИЗИКО-ТЕХНИЧЕСКИЕ ОСНОВЫ КОМПЬЮТЕРНОЙ ТОМОГРАФИИ В основе метода получения изображения на компьютерном томографе, также как и в классической рентгеноло гии, лежит прохождение рентгеновских лучей через исследуемый объект. Идея компьютерной томографии (КТ) была предложена нейрорентгенологом W. Oldendorf в 1961 г. На ее основе английский инженер G. Hounsfield создал в 1968 г. первый аппарат КТ, получивший название «EMIscaner». Результаты клинической апробации этого аппарата были доложены в 1972 г. на ежегодном конгрессе Британского института радиологии. С этого момента началось бурное техническое развитие КТ и все возрастающее успешное применение этого метода лучевой диагностики в клинической медицине. В 1979 г. A. Cormack и G. Hounsfield были удостоены Нобелевской премии по медицине за создание нового метода лучевой диагностики – рентгеновской компьютерной томографии. Современные аппараты КТ характеризуются высокой диагностической эффективностью, высоким качеством и разрешающей способностью получаемых изображений, высокой скоростью исследований, относительно невысокой себестоимостью исследований. Это делает КТ ценным методом лучевой диагностики в клинической практике. 64 2.1. Устройство и принцип работы компьютерного томографа Основными блоками компьютерного томографа являются (рис. 2.1): 1) гентри (внутри которого устанавливаются рентгеновская трубка, коллимирующая система, детекторы, измеряющие интенсивность излучения и система перемещений трубки и детекторов) со столом, на котором располагается пациент; 2) генератор рентгеновского излучения, обеспечивающий рентгеновскую трубку необходимой энергией; 3) компьютерная система, осуществляющая управление блоками томографа, сбор, обработку и хранение данных; 4) консоль оператора, обеспечивающая взаимодействие с пользователем, которая позволяет вводить данные идентифицирующие пациента, отображает изображения и предоставляет средства для их обработки. Рис. 2.1. Устройство компьютерного томографа (взято из технической документации на КТ производства компании Siemens) 65 КТ-изображение представлено в цифровом виде. Оно состоит из большого количества пикселей, яркости которых записываются в форме матрицы. Яркость пикселя отражает ослабление (абсорбцию) рентгеновского излучения соответствующим вокселом (voxel – volume elements – объемный элемент). Рассмотрим рассеивание рентгеновского излучения на примере одного однородного воксела (рис. 2.2). Источник излучения создает плоский узкий параллельный пучок рентгеновских лучей с интенсивностью I0. При прохождении через воксел, рентгеновские лучи рассеиваются, и интенсивность излучения уменьшается. Расположенный за объектом датчик регистрирует рентгеновские лучи с интенсивностью I. Рис. 2.2. Рассеивание рентгеновского излучения вокселом Коэффициент рассеивания рентгеновского излучения данным вокселом можно оценить по формуле: I ln 0 d I 1 где d – толщина объекта, I0 – интенсивность рентгеновских лучей испускаемых источником, I – интенсивность рентгеновских лучей, регистрируемых датчиком. 66 В компьютерном томографе рентгеновская трубка совместно с системой коллимирования создает узкий веерообразный пучок лучей, угол расхождения, которого составляет 30–50 (рис. 2.3). Рис. 2.3. Прохождение пучка рентгеновских лучей через тонкий срез При прохождении через тонкий слой, рентгеновское излучение будет рассеиваться всеми вокселами, встретившимися на пути. Суммарный коэффициент рассеивания при прохождении излучения через ряд вокселов равен: 1 2 ... n где 1 , 2 ,.... n – коэффициенты рассеивания ренгеновского излучения соответствующими вокселами. В современных КТ-сканерах детекторы расположены по дуге окружности и равно удалены от рентгеновской трубки и регистрируют интенсивность рентгеновского излучения прошедшего через исследуемый объект. Поскольку детекторы регистрируют интенсивность излучения, прошедшего через весь исследуемый объект, то по полученным данным мы можем оценить только , тогда как для реконструкции изображения необходимо получить значения коэффициентов рассе- 67 ивания каждого воксела. Для этого используется метод обратного проецирования, предполагающий получение информации о характере поглощения рентгеновского излучения во многих ракурсах. Чтобы понять суть метода, предположим, что исследуемый слой состоит всего из четырех вокселов (рис. 2.4). Рис. 2.4. Схема получения данных в ходе исследования Исследуемый слой подвергается облучению в нескольких ракурсах в результате чего сканер регистрирует ряд различных значений суммарных коэффициентов рассеивания, которые в случае четырех вокселов можно записать в виде следующей системы уравнений: А Б Б В А В Г А АБ 16 , БВ 18 , АВ 14 , АГ 8 . 68 Решая уравнения, получаем коэффициенты ослабления для указанных вокселов: А Б В Г 6 10 8 2 В действительности КТ-изображения состоят из значительно большего количества пикселей (512512 = 262 144), и соответственно приходится восстанавливать коэффициенты рассеивания для стольких же вокселов. При реконструкции изображения вычисляется не абсолютное значение коэффициента ослабления рентгеновского излучения тканью, а некоторая нормированная величина. Эта величина выражается в виде целого числа, в диапазоне от –1000 до +1000. Указанные числа называют КТ-числами или единицами Хаунсфилда (HU). Соотношение между коэффициентом линейного ослабления материала и соответствующей единицей Хаунсфилда имеет вид: H 1000 в оды в оды , где воды – коэффициент ослабления воды. Значения чисел Хаунсфилда для некоторых веществ приведены в табл. 2.1. Изменение на 10 единиц КТ соответствует изменению на 1% относительно воды. Шкала Хаунсфилда задает 2000 уровней для коэффициента ослабления, что должно быть отражено на экране дисплея или фотопленке в черно-белом изображении. 69 Таблица 2.1 Плотность некоторых анатомических объектов в КТ-числах Объект Плотность, HU Кость Объект Плотность, HU 200–1000 Вода 0 Свернувшаяся кровь 55-75 Жир -100 Серое вещество 36–46 Воздух- -1000 Белое вещество 22–32 Менингиома 45–52 Кровь 12 Метастазы 90 Для изменения соотношения контрастности между тканями в КТ, так же как и МРТ, применяется механизм регулирования оператором значения ширины и уровня окна. При этом все элементы изображения, у которых значение плотности КТ меньше значения выбранного уровня окна, будут черными, а все элементы, у которых КТ-числа больше, чем верхний уровень окна, будут белыми. 2.2. Этапы развития технологии компьютерной томографии В процессе технического совершенствования были предложены четыре варианта сбора данных, различающиеся характеристиками излучения, количеством и расположением датчиков, методикой перемещения источника излучения и датчиков. Указанные варианты принято называть поколениями. В томографах первого поколения использовался один источник излучения и один датчик. Источник создает узкий пучок параллельных лучей, которые, проходя через исследуемый объект, регистрируются датчиком. Для получения одной проекции необходимо выполнить ряд перемещений датчика и источника (рис. 2.5, а). 70 Далее система совершает поворот на небольшой угол (рис. 2.5, б) и снимается следующая проекция (рис. 2.5, в). Так как для реконструкции изображения необходимо выполнить много проекций, то время сбора данных для одного среза достаточно большое и составляет около 5 мин. Томографы первого поколения использовались не долго и позволяли получать изображения с приемлемым качеством только при исследованиях структур головного мозга. Рис. 2.5. Схема сканирования в компьютерных томографах первого поколения: а – получение первой проекции; б – поворот для получения второй проекции; в – получение второй проекции Томографы второго поколения имели уже несколько датчиков (около 30), работающих одновременно. Датчики располагались вдоль одной линии и облучались веерообразным пучком рентгеновских лучей с углом расхождения 5-12. Снятие данных происходило так же, как и в томографах первого поколения (рис. 2.6). Использование множества датчиков позволило уменьшить количество линейных перемещений и снимаемых проекций, тем самым сократив время исследования до 20–60 с. 71 Рис. 2.6. Схема сканирования в компьютерных томографах второго поколения: а – получение первой проекции; б – поворот для получения следующей проекции Для третьего поколения томографов характерно увеличение угла расхождения рентгеновских лучей до 42. Количество устанавливаемых датчиков составляет 380-768 штук в зависимости от модели. Все детекторы расположены по дуге и облучаются одновременно веерным пучком лучей. Система не требует линейных перемещений. Для снятия данных, соответствующих одному срезу, система источник – датчики совершает оборот на 240–360 (рис. 2.7). Время снятия данных составляет 0,7–14 с. Подавляющее большинство современных медицинских компьютерных томографов, используемых в клинической Рис. 2.7. Схема сканирования в практике, относится к третьекомпьютерных томографах му поколению. 72 В томографах четвертого поколения, в отличие от третьего, вращение совершает только рентгеновская трубка, установленная внутри сплошного неподвижного кольца детекторов (рис. 2.8). Обычно в томографах устанавливается 424–2400 детекторов, а время сбора данных составляет 0,7–12 с. Рис. 2.8. Схема сбора данных в компьютерных томографах четвертого поколения 2.3. Спиральная и электроннолучевая компьютерная томография На сегодняшний день все более широкое применение в клинической практике находит, так называемая, спиральная компьютерная томография (СКТ), которая позволила преодолеть ряд существенных ограничений традиционной КТ и дала мощный толчок к дальнейшему развитию метода. Возникновение спирального сканирования стало возможным благодаря появлению конструкции гентри с кольцом скольжения, позволяющим трубке и детекторам вращаться непрерывно. Первой идею спирального сканирования запатентовала японская фирма «Toshiba» в 1986 г. В 1989 г. группа ученых под руководством T. Katakura выполнила первое клиническое исследование на спиральном КТ. 73 Достоинство метода СКТ заключается в непрерывном вращении рентгеновской трубки при постоянном поступательном движении стола (рис. 2.9). В результате данные снимаются из всего исследуемого объема. Траектория съема данных по форме напоминает спираль. Шаг спирали – питч (pitch) – задается в ходе выполнения исследования. Численно питч равен отношению перемещения стола за время полного оборота трубки к толщине среза. Если при полном обороте трубки снимаются данные из одного среза, то питч равен 1, а если два, то питч равен 0,5. Появление СКТ сформулировало новые требования как к аппаратной, так и к программной части томографа. Для постоянного вращения трубки была использована технология скользящих контактов. При этом неподвижные кольца, по которым подается питание от источника, и скользящие по ним щетки, установленные на трубке, находятся в инертном газе. При СКТ на рентгеновскую трубку подается очень высокое напряжение, в связи с чем происходит ее сильный нагрев. Поэтому конструкция трубки предусматривает высокую теплоемкость и быстрое охлаждение. Выполнение объемного непрерывного сканирования, потребовало создание специальных алгоритмов реконструкции изображений и привело к дополнительному наращиванию мощностей вычислительных систем. Рис. 2.9. Принцип работы спирального компьютерного томографа (по С.К. терновому, В.Е. Синицыну) 74 Применение СКТ позволило сократить время исследований, повысить пропускную способность систем и увеличить информативность исследований. По сравнению с обычным компьютерным томографом, СКТ позволяет получать трехмерные изображения с более высоким качеством, и визуализировать различные фазы прохождения контрастирующего препарата в больших анатомических зонах. К тому же появление СКТ привело к развитию компьютерной томографической ангиографии (КТА). Необходимо отметить, что спиральный компьютерный томограф может работать в обычном режиме, снимая данные для одного среза. С целью дальнейшего увеличения скорости выполнения исследования в начале 1980-х годов был предложен еще один метод получения данных – электронно-лучевая компьютерная томография (ЭЛТ). Указанный метод также называют «сверхбыстрая КТ», «КТ пятого поколения» или «кино-КТ». Принципиальная схема электронно-лучевого томографа приведена на рис. 2.10. Поток электронов создается неподвижной электроннолучевой пушкой. Проходя сквозь ваку ум, поток фокусируется и направляется электромагнитными катушками на вольфрамовую мишень, расположенную под столом пациента и представляющую собой дугу окружности (около 210). Рентгеновское излучение возникает при торможении потока электронов вольфрамовой мишенью. Обычно в аппаратах устанавливаются четыре ряда дуговых мишеней. В указанных аппаратах мишени имеют большую массу и охлаждаются проточной водой, что решает проблемы теплоотвода и исключает перегрев трубки. Толщина среза выбирается с помощью системы коллиматоров и фильтров, расположенных в нижней части гентри. Как правило, толщина срезов изменяется в диапазоне от 1 до 10 мм. Напротив вольфрамовых мишеней, в верхней части гентри, установлены две системы быстродействующих твердотельных детекторов, имеющие форму дуги 216. Использование двух систем датчиков позволяет получать одновременно без движения стола до восьми срезов. 75 Рис. 2.10. Электронно-лучевой томограф: а – схема устройства; б – внешний вид (по С.К. терновому, В.Е. Синицыну) Томографы могут снимать данные в трех режимах: 1) по срезу; 2) по спирали из исследуемого объема; 3) одновременно несколько срезов. По сравнению с СКТ, ЭЛТ обладает рядом преимуществ: более короткое время исследований (50–100 мс); не ограниченное теплоемкостью трубки число получаемых срезов; отсутствие артефактов движения. Единственным недостатком является более низкое соотношение сигнал/шум (С/Ш). ЭЛТ широко применяется при исследованиях сердца и сосудов. 76 2.4. Компьютерная томографическая ангиография с контрастирующими веществами Для получения дополнительной информации КТ часто проводят с внутривенным введением контрастирующих веществ (КВ). КВ вызывают увеличение величины абсорбции в местах их концентрации, и на изображении указанные области выглядят ярче. Обычно на практике используют водорастворимые трийодированные или гексайодированные контрастирующие вещества. При выполнении КТА непременным условием является внутривенное введение контрастного вещества, которое позволяет выделить сосуды на фоне окружающих тканей при объемных и многоплоскостных реконструкциях. Усиление контрастности сосудов зависит от содержания КВ в протекающей крови, которое изменяется в результате того, что относительно быстро начинается выделение его почками. Выделение в норме почками КВ весьма вариабельно. Так, например, в течение первых 5 мин после болюсной инъекции концентрация КВ в крови в среднем снижается на 20%, в последующие 5 мин – на 13% , а еще через 5 мин – на 5%. КТА выполняется на спиральных и электронно-лучевых томографах, с использованием автоматических инъекторов, применение которых позволяет стандартизировать процедуру, обеспечивает удобство работы и способствует экономии КВ. Обычно при КТА вводят 80–160 мл контрастирующего препарата с концентрацией йода 300–350 мг/мл. Как правило, длительность введения несколько больше, чем длительность сканирования, а скорость введения варьируется от 2 до 5 мл/с. При СКТ величина питча выбирается в диапазоне от 0,5 до 2. При КТА важным аспектом является проведение исследования в момент первого прохождения КВ по исследуемым сосудистым структурам, когда отмечается максимальное усиление. Для этого необходимо выбрать оптимальное время задержки между введением КВ и началом выполнения исследования. Время задержки зависит от ряда факторов и может различаться у разных пациентов. Наилучшим способом опре- 77 деления оптимальных параметров является динамическое исследование на одном и том же анатомическом уровне после введения КВ. Обычно получают 10-20 срезов через временные интервалы 1–2 с. По полученным данным строятся кривые «плотность – время» и определяются временные параметры (рис. 2.11). Рис. 2.11. Графики кривых «плотность – время» для легочной артерии (ЛА) и для восходящей аорты (Ао) (по С.К. терновому, В.Е. Синицыну) Для окончательного представления данных в КТА используются следующие алгоритмы реконструкции. Многоплоскостная реконструкция изображений. Методика условно называется объемной и практически мгновенно позволяет получать изображения в сагиттальных, корональных и наклонных плоскостях. Проекция максимальной интенсивности. Данный метод широко используется в МРА. При реконструкции на выбранную базовую плоскость по ходу распространения луча света проецируются сигналы со всех томограмм исследуемой зоны. При этом суммируются только сигналы с максимальными и минимальными значениями. Реконструкция с затененной наружной поверхностью. При указанной методике на объемной реконструкции отображаются только первые вокселы со значениями, находящимися в выбранном диапазоне. 78 «Объемный рендеринг» представляет собой сочетание таких методик, как проекция максимальной интенсивности и реконструкции с затененной наружной поверхностью. Он позволяет выделять интересующие структуры, приписывать им яркость, цветность и прозрачность. В результате объемные реконструкции будут содержать внутренние структуры интересующих органов с различной степенью прозрачности. «Виртуальная ангиоскопия» представляет собой симбиоз двух методик реконструкции с затененной наружной поверхностью и объемный рендеринг. Особенностью методики является возможность виртуального поступательного движения по выбранной траектории взгляда. Как показала клиническая практика, использование различных методов реконструкции позволяет существенно повысить информативность полученных данных. 79 ГЛАВА 3. ФИЗИКО-ТЕХНИЧЕСКИЕ ОСНОВЫ МАГНИТНО-РЕЗОНАНСНОЙ ТОМОГРАФИИ Выдающееся достижение интраскопии (внутривидения) – магнитно-резонансная томография (МРТ) – является одним из основных методов современной лучевой диагностики. В основе данного метода находится явление ядерно-магнитного резонанса (ЯМР), которое в 1946 г. открыли F. Bloсh и E. Pursell, за что в 1952 г. они были удостоены Нобелевской премии по физике. Предположение о возможности использовать ЯМР для визуализации внутренних структур биологических объектов впервые было высказано профессором В. А. Ивановым в 1960 г. в поданной им заявке на изобретение. По ряду причин эта идея не была должным образом оценена в нашей стране, и приоритет на нее был подтвержден спустя более 20 лет в выданном В. А. Иванову авторском свидетельстве на изобретение. В 70-е годы XX века P. Lanterbur (США) сконструировал первую модель магнитно-резонансного томографа. С этого периода началось клиническое применение нового метода лучевой диагностики. За это достижение P. Mansfield и P. Lanterbur в 2003 г. были удостоены Нобелевской премии по медицине. МРТ позволяет получать не только высококачественные диагностические изображения внутренних структур, в том числе сосудистых, но и проводить ряд функциональных исследований, позволяющих оценить протекающие в структурах физико-химические и патофизиологические процессы, 80 что способствует диагностике различных заболеваний на ранней стадии и позволяет оценить эффективность проводимого лечения. По полученным в ходе исследования данным можно построить трехмерные модели, позволяющие оценить пространственное расположение структур и спланировать оперативное вмешательство. Современную медицину уже трудно представить без указанного метода лучевой диагностики. 3.1. Основные блоки МР-томографа В состав каждого МР-томографа входят следующие основные компоненты: 1) магнит; 2) градиентная подсистема; 3) приемо-передающая подсистема; 4) скан-контролер; 5) консоль (вычислительная подсистема). Важнейшей составляющей каждого МР-томографа является магнит, который создает постоянное, однородное и стабильное во времени магнитное поле. Основными характеристиками создаваемого магнитного поля являются магнитная индукция, которая измеряется в теслах, и его однородность, которая измеряется в ppm (parts per million – миллионные доли, 10 -6 ). В зависимости от напряженности постоянного магнитного поля МР-томографы классифицируются следующим образом: со слабым полем В < 0,5 Тл; со средним полем 0,5 Тл < В < 1,0 Тл; с сильным полем 1,0 Тл < В < 2,0 Тл; со сверхсильным полем В >2,0 Тл. Для сравнения: магнитное поле Земли составляет 5×10-5 Тл. По принципу формирования внешнего магнитного поля различают четыре типа магнитов: 1) постоянные магниты; 2) резистивные магниты; 3) сверхпроводящие магниты; 4) гибридные (магнито-резистивные магниты). Постоянные магниты изготавливаются из материалов с ферромагнитными свойствами, как правило, используется 81 сплав NdFeb. Магниты данного типа не потребляют электрическую энергию, для формирования магнитного поля, и не требуют охлаждения. Однако, подобные системы характеризуются большим весом около 10–20 т – и способны создавать магнитное поле с магнитной индукцией не более 0,4 Тл. МРтомографы с постоянными магнитами обеспечивают получение изображений с достаточное высоким качеством и пригодны для большинства рутинных исследований. Резистивные магниты представляют собой одну или несколько катушек, по которым пропускает сильный электрический ток. Магниты данного типа потребляют большую мощность и нуждаются в системе охлаждения. Как правило, такие магниты создают магнитное поле с напряженностью поля 0,30,4 Тл, а вес подобных систем обычно составляет около 5 т. Сверхпроводящие магниты представляют собой модификацию резистивных магнитов, в которых для создания очень сильного магнитного поля используется явление сверхпроводимости. При сверхнизких температурах (–269 С, или 4 К) сопротивление сплавов некоторых металлов (ниобий, титан, свинец, ванадий) становится равным нулю, т. е. при приложении напряжения по такому проводнику будет протекать достаточно сильный ток и соответственно сформируется магнитное поле с высокой напряженностью. Для достижения сверхнизкой температуры используется многоконтурная система охлаждения с жидким гелием. Сверхпроводящие магниты не потребляет электрической энергии, но при этом расходуют криогенное вещество и нуждаются в регулярных дозаправках. Как правило, во всех МРтомографах с индукцией магнитного поля не менее 0,5 Тл поле создается сверхпроводящим магнитом. На сегодняшний день уже существуют сверхпроводящие томографы с напряженностью поля 7 Тл, хотя принципиально напряженность магнитного поля может достигать 14 Тл. Томографы с сверхпроводящими магнитами обеспечивают получение изображений с высоким отношением сигнал/шум, обеспечивают большую пропускную способность и позволяют реализовать более сложные методики исследований. 82 Гибридные магниты представляют собой сочетание резистивного и постоянного магнитов. Они позволяют достичь более высокой напряженности по сравнению с постоянными магнитами, но более низкой относительно сверхпроводящих магнитов, и обладают относительно невысокой себестоимостью. Для получения изображений с высоким качеством необходимо создать магнитное поле (МП) с высокой однородностью Однородность измеряется в ppm и количественно характеризует относительное изменение магнитного поля. Однородность МП современных систем достигает 2 ppm. Перечисленные выше типы магнитов не позволяют создать поле с необходимой однородностью и поэтому на практике используются специальные корректирующие магнитные поля. Коррекция МП может быть пассивной, активной или комбинированной, включающей как пассивные, так и активные методы. При пассивной коррекции внутри апертуры МП размещают маленькие бруски ферромагнетиков, обладающих собственным магнитным полем. Располагая их в определенной конфигурации, можно получить магнитное поле с достаточно высокой однородностью. При активной коррекции, используются так называемые шиммирующие катушки, пропускание по которым тока в определенном направлении и с определенной силой обеспечивает стабильность и однородность МП. Градиентная подсистема включает в себя три градиентных усилителя и три градиентные катушки, обеспечивающие пространственную локализацию магнитно-резонансного сигнала (МРС). Процедуры пространственной локализации будут рассмотрены далее. Для получения МРС используется приемо-передающий тракт, включающий в себя передатчик, приемники и различные радиочастотные катушки. Передатчик формирует короткие радиочастоные импульсы (РЧИ), вызывающие явление ЯМР. Излучаемый исследуемым объектом МРС принимается и усиливается приемником. Приемник и передатчик располагаются в непосредственной близости от магнита. Передачу РЧИ и получение сигнала от исследуемого образца обеспечивают РЧкатушки. В зависимости от проводимых типов исследований, 83 применяются РЧ-катушки с различной геометрией. В последнее время все больше применения находят так называемые многоканальные РЧ-катушки. Данные катушки имеют в своем составе несколько приемных элементов и используются в комбинации с многоканальным приемо-передающим трактом, что позволяет регистрировать МРС с каждого отдельного приемного элемента и повышает качество изображений. В ходе исследования изображения получаются при выполнении импульсных последовательностей (ИП). ИП определяют моменты подачи РЧ-излучения, приложения градиентных магнитных полей и регистрации МРС. Управление выполнением ИП осуществляется с помощью скан-контроллера. Он также преобразует полученный МРС в цифровой код, который в дальнейшем обрабатывается на консоли. Консоль (вычислительная подсистема) выполняет реконструкцию изображений по полученным данным, осуществляет взаимодействие с пользователем, предоставляя ему возможность просматривать полученные изображения, производить их сложную компьютерную обработку и закладывать новые ИП. 3.2. Физические основы явления ядерно-магнитного резонанса Вещество состоит из атомов. Основная масса атома концентрируется в ядре. Ядро каждого атома непрерывно совершает вращательное движение вокруг своей собственной оси и обладает собственным моментом количества движения, называемым спином. Спин характеризуется спиновым квантовым числом s, которое может принимать как целое, так и дробное значение. Для ядер с четными массовыми числами s будет принимать целое значение, а для ядер с нечетными – дробное. Наряду со спином атом также может обладать и магнитным моментом. Магнитным моментом обладают все ядра с дробным значением спинового квантового числа. В МР-томографии регистрация сигналов происходит от резонирующих ядер, имеющих как спин, так и магнитный момент. Такими ядрами являются: 1H, 13C, 19F, 23Na, 31P, 39K и т. д. 84 Вектор магнитного момента параллелен спину и пропорционален квантовому числу s: s , где – гиромагнитное отношение, равное 2×42,58 МГц/Тл. В организме человека наиболее часто встречаются атомы водорода, и в основе современной МРТ лежит явление ЯМР протонов водорода. Атом водорода обладает простейшим ядром, содержащим один протон. Его поведение можно рассматривать в рамках как классической модели, так и квантово-механической. Рассмотрим поведение протонов в рамках классической физики. В отсутствие внешнего магнитного поля все спины протонов ориентированы в пространстве хаотичным образом. Суммарный вектор намагниченности, представляющий собой векторную сумму магнитных моментов протонов, равен нулю. Приложим внешнее магнитное поле с напряженностью В0. Под его воздействием протон водорода будет совершать сложное движение, вращаясь вокруг собственной оси, а сама ось будет вращаться относительно направления внешнего магнитного поля, описывая коническую поверхность (рис. 3.1, а). Такой тип движения называется прецессией (ларморовой прецессией) и характеризуется частотой f0: f 0 B 0 2 где В0 – индукция магнитного поля. Рис. 3.1. Формирование намагниченности (классическая модель): а – прецессия отдельного протона во внешнем магнитном поле; б – суммирование прецессирующих протонов 85 Протоны водорода имеют два устойчивых состояния, и соответственно они будут располагаться по полю или против поля, или, иначе, параллельно или антипараллельно внешнему магнитному полю. В состоянии теплового равновесия количество протонов ориентированных по полю, будет больше, чем против поля. Так как магнитные моменты отдельно взятых протонов во внешнем магнитном поле прецессируют с приблизительно одинаковой частотой, но с разными фазами, то при суммировании вектор намагниченности будет ориентирован вдоль поля (рис. 3.1, б). Перейдем к квантово-механической модели описания поведения протонов во внешнем магнитном поле. Состояние протона характеризуется энергией или энергетическим уровнем. Энергия протона водорода может принимать только два дискретных значения Е и Е (рис. 3.2). Протоны, ориентированные по полю, обладают меньшей энергией Е и занимают нижний энергетический уровень, а ориентированные против поля характеризуются большей энергией Е и занимают верхний уровень. Разница между двумя энергетическими уровнями E E E пропорциональна величине внешнего магнитного поля В0: E hB 0 где h – постоянная Планка. Рис. 3.2. Формирование намагниченности (квантово-механическая модель) 86 Распределение протонов на двух энергетических уровнях можно описать уравнением Больцмана: N exp П N АП E kT где NП – количество протонов на единицу массы, ориентированных по полю; NАП – количество протонов на единицу массы, ориентированных против поля; Е – разность между двумя энергетическими уровнями; k – постоянная Больцмана; Т – абсолютная температура. В состоянии теплового равновесия в магнитном поле В0 протоны будут стремиться занять положение с меньшей энергией. Число протонов, ориентированных по полю, будет больше, чем против него, и суммарный магнитный момент будет направлен параллельно вектору внешнего магнитного поля В0. Таким образом, классическая и квантово-механическая теория объясняют возникновение в теле пациента вектора намагниченности М0 в магнитном поле МР-томографа. Вектор направлен вдоль внешнего магнитного поля В0, это направление называют продольным, а намагниченность – продольной. В установившемся состоянии величина намагниченности практически не будет изменяться. Выделить ее и измерить на фоне более сильного внешнего магнитного поля В0 невозможно. Поэтому для получения МР-изображения используется явление ЯМР, которое так же можно рассмотреть с помощью двух моделей. В квантовой механике электромагнитное излучение рассматривается как поток дискретных волн – фотонов или квантов. Протон водорода имеет два устойчивых энергетических состояния с высоким и низким уровнем энергии, разница между которыми равна Е. Испускание и поглощение фотонов наблюдается при переходе с одного энергетического уровня на другой. При переходе с более высокого на более низкий энергетический уровень, происходит испускание фотона с энергией Е, а с более низкого на более высокий – поглощение. Частота такого фотона будет определятся разницей между энергетическими уровнями: E /h 87 где E – энергия фотона. При облучении пациента РЧ-излучением с частотой происходит энергетический обмен между протонами и РЧИ. В результате этого протоны, находящиеся на нижнем энергетическом уровне, поглощают энергию РЧ-импульса и переходят на более высокий энергетический уровень (рис. 3.3, а). Рис. 3.3. Явление ядерно-магнитного резонанса (квантово-механическая теория): а – поглощение протоном фотона; б – испускание фотона протоном при переходе с более высокого уровня на более низкий После отключения РЧ-излучения, протоны начнут возвращаться на более низкий энергетический уровень, излучая фотоны, которые наводят электрический ток в обмотке приемной катушки (рис. 3.3, б). Это явление называется резонансом. Регистрация тока эквивалентна формированию новой, поперечной составляющей вектора намагниченности, формирование которой проще объясняется на основе классической модели. Перейдем к описанию явления ЯМР в рамках классической теории. В отсутствии РЧ-излучения сформировавшаяся намагниченность М0 будет параллельна вектору B0 . Приложим РЧ-излучение с частотой, равной частоте прецессии протона и с напряженностью магнитного поля B1. Приложенное магнитное поле вызовет прецессию вектора намагниченности M 0 относительно направления своего действия с частотой 1, равной: 88 1 B1 , где В1 – напряженность магнитного поля РЧ-излучения. Таким образом, вектор намагниченности будет совершать комбинированное движение (рис. 3.4, а): - вращаясь с частотой 0 относительно направления стационарного магнитного поля B0; - вращаясь с частотой 1 относительно направления действия магнитного поля B1 РЧ-излучения. Значения магнитного поля B1 значительно меньше B0, соответственно частота прецессии 1 будет также значительно меньше частоты 0, и траектория движения вектора намагниченности будет иметь вид спирали (рис. 3.4, б). Рис. 3.4. Формирование поперечной составляющей вектора намагниченности: а – совместное воздействие на намагниченность M0 стационарного магнитного поля и РЧ-излучения; б – траектория движения вектора намагниченности Угол отклонения вектора намагниченности от состояния равновесия определяется временем действия РЧ-излучения t: 1 t , где 1 – частота прецессии вектора намагниченности M0 относительно вектора B1. Отклонившийся на угол вектор намагниченности М0 можно разложить на два вектора – МZ и МXY. Вектор МZ параллельный направлению стационарного магнитного поля B0 называется продольной намагниченностью, а вектор МXY, лежащий в плоскости XY, называется поперечной составляющей. 89 Появление поперечной составляющей вектора намагниченности в классической теории объясняется, как синхронизация прецессирующих протонов посредством действия РЧизлучения. Если под действием РЧ-излучения вектор намагниченности поворачивается на 90° и располагается в плоскости XY, то такой РЧИ называют 90-градусным. РЧИ с длительностью вдвое большей, поворачивающий вектор намагниченности М0 на 180°, называют 180-градусным РЧИ. При угле < 90° РЧИ называют низкоугловым. После отключения РЧ-излучения вектор намагниченности МXY, вращаясь в плоскости XY, наводит в приемной катушке постепенно убывающий электрический сигнал. Сигнал называется спадом свободной индукции (ССИ). ССИ регистрируется приемо-передающим трактом и используется при реконструкции МР-изображений. 3.3. Процессы продольной и поперечной релаксации После отключения РЧ-излучения наблюдаются два процесса. Во-первых, возбужденные РЧ-излучением протоны стремятся вернуться к состоянию с меньшей энергией. При этом количество протонов, ориентированных по полю будет увеличиваться, а ориентированных против поля, соответственно уменьшаться. В результате продольная намагниченность постепенно будет увеличиваться до своей первоначальной величины М0. Данный процесс называется продольной релаксацией. При переходе с более высокого энергетического уровня на более низкий избыточная энергия передается кристаллической решетке, поэтому часто такой процесс называют еще спин-решеточной релаксацией. Процесс восстановления продольной составляющей намагниченности Mz релаксации описывается уравнением Блоха: M Z t M Z 0 1 exp t T 1 90 где t – время после прекращения РЧ-излучения, Т1 – время продольной релаксации – время, необходимое для перехода 63% ядер из верхнего энергетического состояния в нижнее. Во-вторых, после выключения РЧ-излучения нарушается синхронность прецессии протонов. Нарушение синхронности прецессии протонов обусловлено существующими неоднородностями внешнего магнитного поля и возникающими локальными магнитными полями, создаваемыми соседними ядрами, что приводит к небольшим различиям в частотах прецессии отдельных протонов. В результате магнитные моменты быстро вращающихся протонов будут убегать вперед, а медленно вращающиеся будут отставать. Таким образом, постепенно после выключения РЧ-излучения синхронность прецессии будет теряться, а поперечная составляющая вектора намагниченности убывать, и вместе с ней уменьшаться регистрируемый приемной катушкой сигнал. Процесс называют поперечной или спин-спиновой релаксацией. Потеря когерентности и спад поперечной составляющей намагниченности Мxy также описывается уравнением Блоха: M XY t M XY 0 exp t T2 где Т2 – время поперечной релаксации – время, в течение которого, поперечная намагниченность уменьшится до 37% от своей первоначальной величины. Часто для описания происходящих процессов наряду с терминами «продольная» и «поперечная» релаксация используют термины Т1- и Т2-релаксация. Процессы Т 1- и Т2-релаксации в веществе происходят одновременно и независимо друг от друга. Обычно во всех веществах спин-спиновая релаксация происходит быстрее, чем спин-решеточная. Реальные биологические системы состоят из разных по химическому составу компонентов и характеризуются различными временами релаксации. Поэтому для характеристики релаксационных процессов смеси используют понятие скоро- 91 сти Т1- и Т2-релаксации, складывающейся из скоростей релаксации отдельных компонентов. Различие релаксационных параметров играет важную роль в МРТ, так как именно оно обеспечивает контрастность тканей на изображении. Контрастность двух соседних тканей определяется по формуле: C AB S A SB S A SB где CAB – контрастность ткани А по отношению к контрастности ткани В; SA и SB – интенсивность сигнала (ИС), зарегистрированная от соответствующей ткани. При CAB = 0 ткани выглядят на изображении одинаково, при CAB > 0 ткань А выглядит светлее, чем ткань В, а при CAB < 0 ткань А темнее, чем ткань В. На МР-изображениях контрастность тканей определяется относительной разностью ИС, которая, в свою очередь, зависит от множества факторов: времени Т1- и Т2-реласации; количества протонов в единице объема ткани или протонной плотности ткани (ρ); потоков; диффузии; перфузии и т.д. Поэтому на двух МР-томограммах сравниваются только показатели контрастности тканей. Непосредственное сравнение ИС не используется для постановки клинического диагноза. 3.4. Импульсная последовательность «насыщение с полным или частичным восстановлением» Если к исследуемому образцу приложить 90-градусный РЧИ, то продольная намагниченность повернется на угол 90˚ и окажется в плоскости XY. После отключения РЧ-излучения начинаются процессы продольной и поперечной релаксации. Если через время TR (repetition time, время повторения) после воздействия первого 90-градусного РЧИ подать второй 90-градусный РЧИ и после него измерить ССИ, то интенсивность этого сигнала будет зависеть от скорости восстановления продольной намагниченности в ткани. Если время TR1 больше, чем время Т1 релаксации тканей, то продольная составляющая намагниченности во всех тканях ус- 92 пеет восстановиться (рис. 3.5, а). Величина МРС будет зависеть от протонной плотности, а изображение получится взвешенным по протонной плотности. Если второй 90-градусный РЧИ подается через короткий промежуток времени TR2, то к этому моменту ткани с длинным временем Т1 релаксируют лишь частично, и изображение получится взвешенным по Т1 (рис. 3.5, б). Рис. 3.5. Импульсная последовательность «насыщение с полным или частичным восстановлением»: а – диаграмма ИП с длинным TR и соответствующее изменение состояния намагниченности во времени; б – диаграмма ИП с коротким TR и соответствующее изменение состояния намагниченности во времени Термин «взвешенные по Т1» означает, что на полученных изображениях контрастность тканей будет определяться не только параметром Т1-релаксации, но и протонной плотностью и параметром Т2-релаксации, хотя их влияние на контрастность будет значительно ниже. Чистые Т1-, Т2- или протонноплотностные изображения, получаются расчетными методами и в МРТ-диагностике не используются, так как считаются малоинформативными. В повседневной практике термин «взвешенность» опускают и говорят просто Т1-, Т2- или протонно-плотностные изображения. Приведенная импульсная последовательность называется «насыщение-восстановление» (saturation-recovery) или «частичное насыщение» (partial saturation) и обозначается как 93 SR- или PS-последовательность. Она состоит только из 90-градусных РЧИ, повторяющихся через время TR, и на современных аппаратах ИП PS не используется. 3.5. Импульсная последовательность «спин-эхо» В начале ИП «спин-эхо» (spin echo, SE) подается 90-градусный РЧИ (рис. 3.6), который наклоняет намагниченность в поперечную плоскость XY (рис. 3.7, б). После отключения 90-градусного РЧИ протоны начинают синхронно прецессировать, но так как они находятся в магнитном поле, изменяющимся от точки к точке, то вращаться протоны будут с разными скоростями, в результате синхронность будет теряться и поперечная составляющая уменьшится (рис. 3.7, в). Рис. 3.6. Временная диаграмма импульсной последовательности «спин-эхо» Рис. 3.7. Поведение намагниченности в вокселе в течение ИП «спин-эхо»: а – до 90-градусного РЧИ; б – формирование поперечной составляющей; в – расфазировка магнитных моментов; г, д – рефокусировка магнитных моментов 180-градусного РЧИ; е – формирование эхосигнала; ж – процессы Т1- Т2-релаксации; з – восстановленная продольная намагниченность 94 На практике нарушение синхронности прецессии происходит несколько быстрее со временем Т 2* (постоянная времени потери когерентности спинов), что связано с неоднородностями внешнего магнитного поля. Результирующую скорость релаксации 1/Т2* можно представить суммой скоростей двух релаксационных процессов: 1 T2 * 1 T 2 1 T 2 м агнита где 1/Т2 – параметр, характеризующий физико-химические свойства ткани, 1/Т2магнита – параметр, учитывающий неоднородность внешнего магнитного поля. Если через некоторое время, равное ТЕ/2, после 90-градусного РЧИ подать 180-градусный РЧИ, то под его воздействием протоны переориентируются в диаметрально противоположном направлении. Произойдет как бы зеркальное отражение, в результате которого протоны, «убежавшие вперед» при прецессии с более высокой частотой, станут самыми «отстающими» (рис. 3.7 г, д). Через время, равное ТЕ/2 «быстрые» протоны догонят более «медленные», и в этот момент все протоны снова окажутся в фазе, что опять создаст значительную поперечную намагниченность (рис. 3.7, е). В этот момент приемная катушка зарегистрирует МРС. Время ТЕ между 90-градусным РЧИ и пиком эхо-сигнала называется временем эхо. После того как получен пик эхо-сигнала, произойдет потеря синхронности прецессии и МРС опять будет уменьшаться. Если снова приложить 180-градусный РЧИ, то через время TE появится новый эхосигнал. Такая SE-последовательность называется «мультиэхо». Существенным отличием ИП «мультиэхо» от SE-последовательности является возможность получения нескольких изображений в течение одной последовательности, каждое из которых будет соответствовать отдельному эхосигналу. Интенсивность сигнала спинового эха для SE-последовательности выражается формулой: S 1 2 exp TR TE 2 T 1 exp TR T 1 exp TE T2 , 95 где – протонная плотность. Задавая разные значения ТЕ и TR в ИП SE, можно получить три типа взвешенных изображений (табл. 3.1). Таблица 3.1 Влияние параметров импульсной последовательности SE на взвешенность изображений р-взвешенное Т1-взвешенное Т2-взвешенное Длинное TR свыше 2000 мс Короткое TR 200–500 мс Длинное TR 2000–3000 мс Короткое ТЕ 15–30 мс Короткое ТЕ 15–30 мс Длинное ТЕ 100–200 мс Необходимо так же отметить, что если дальше увеличивать параметр TR и ТЕ (более 200 мс), то на изображениях усилится Т2–взвешенность и максимальный сигнал будут давать ткани с очень большими временами Т2-релаксации. Данный режим может быть использован для получения миелографических изображений. ИП установлена практически на всех аппаратах и существенно помогает в обнаружении патологических образований. 3.6. Пространственная локализация сигналов и реконструкция изображений В МРТ изображения представлены в цифровом виде и состоят из большого количества пикселей. Пиксели записываются в форме таблицы, которая называется матрицей изображения. Матрица имеет размерность Ny×Nx, где Ny, – количество строк в матрице, Nx – количество столбцов. В МРтомографии размеры матрицы кратны 32. Размер пиксела (пространственное разрешение) определяется исходя из отношения визуализируемой анатомической области, которая называется полем зрения (FOV – field of view), к размерам матрицы изображения. Минимальное и мак- 96 симальное значения поля зрения изменяются в зависимости от параметров сканирования и конфигурации конкретного МР-томографа. Если поле зрения равно 250 мм, а размер матрицы 768×1024, то размер пиксела равен: Ny/поле зрения=250/768=0,33 мм; Nx/поле зрения=250/1024=0,24 мм. Таким образом, размер пиксела составляет 0,330,24 мм. Основной характеристикой пиксела является его яркость, которая зависит от интенсивности сигнала, полученного от соответствующего воксела. В МР-томографии одному пикселю соответствует один воксел. Воксел представляет собой объемный элемент и для него характерны три размера, которые можно изменять в ходе исследования. Два размера воксела соответствуют размерам пиксела и также задаются с помощью значений матрицы изображения и поля зрения. Третий размер равен толщине визуализируемого среза. Возможность выбора размеров воксела является очень важной при диагностики, поскольку они влияют на такие параметры, определяющие качество изображения, как пространственное разрешение, отношение сигнал/шум и контрастность. Отношение С/Ш показывает уровень полезного сигнала относительно шума и выражается следующей формулой: С /Ш k FOV 2 N l X N NEX , Y где k – коэффициент пропорциональности, NEX – число возбуждений (число, показывающее, сколько раз повторяется ИП для достижения более высокого отношения С/Ш) и l – толщина среза. Если размер воксела достаточно большой, то в него будет больше входить протонов и интенсивность сигнала будет выше. Но при больших размерах в воксел могут попасть несколько различных тканей. Они дадут усредненный сигнал и будут неразличимы, а изображение станет менее четким и контрастным. Указанный эффект называется объемным парциальным эффектом. Если размеры воксела, наоборот, очень 97 маленькие, то сигнал от них будет более слабый, отношение С/Ш уменьшится, но разрешающая способность увеличится. Для компенсации снижения отношения С/Ш можно увеличить количество возбуждений NEX. Кроме того, на отношение С/Ш влияют напряженность внешнего магнитного поля и некоторые параметры сканирования. Чем больше напряженность внешнего магнитного поля, тем выше разность населенностей для двух энергетических состояний и тем выше будет отношение С/Ш. Для реконструкции изображения необходимо выделить сигналы от каждого воксела. Для этого выполняются три процедуры пространственной локализации. Первой такой процедурой является выделение тонкого среза. Для этого на внешнее статическое магнитное поле B0, накладывается линейно изменяющееся (градиентное) вдоль одного из направлений, например вдоль оси Z, магнитное поле. Градиентные магнитные поля формируются двумя катушками, расположенными на противоположных краях магнита. Как правило, используют катушки с седловидной обмоткой. В одной из катушек ток пропускают по часовой стрелке, а в другой – против (рис. 3.8, а). Катушки создают два магнитных поля B1 и B2 с одинаковой напряженностью, ориентированные вдоль оси Z и противоположно направленных. Взаимодействуя, три магнитных поля B0, B1 и B2 создают линейно изменяющееся вдоль оси Z магнитное поле на одном конце с напряженностью B0–B1, и на другом B0+B2. В центре магнита поля B1 и B2 компенсируют друг друга и напряженность магнитного поля равна B0. В результате частота прецессии протонов при переходе от одного протона к другому вдоль оси Z будет несколько изменяться. При приложении РЧ-излучения с частотой f0 и шириной спектра f передача энергии возможна лишь тем протонам, у которых частота прецессии лежит в полосе частот от f 0 – f/2 до f 0 + f/2 (рис. 3.8, б). Указанные протоны расположены в пределах тонкого слоя толщиной l, перпендикулярного оси Z, такой срез называется аксиальным. Таким образом, РЧ-излучение будет воздействовать не на весь исследуемы объем, а лишь на тонкий 98 срез, и в момент времени TE будет получен сигнал только от выделенного среза. Возбуждение протонов в тонком слое называется селективным, а накладываемое градиентное магнитное поле – селективным. Единицей измерения градиентного магнитного поля является Тл/м. а б Рис. 3.8. Выделение тонкого среза: а – формирование градиентного магнитного поля; б – выделение среза толщиной l а б Рис. 3.9. Изменение толщины среза: а – за счет изменения полосы частот; б – за счет изменения крутизны нарастания градиента 99 Толщина возбужденного среза регулируется двумя способами: изменением полосы частот РЧ-излучения. Чем уже полоса частот РЧ-излучения, тем тоньше возбуждаемый слой (рис. 3.9, а); изменением крутизны нарастания срезоселективного градиентного магнитного поля. Чем выше крутизна нарастания, тем тоньше слой (рис. 3.9, б). В томографах устанавливаются три градиентные катушки, которые создают три независимых градиентных магнитных поля. Они позволяют получать изображения в корональной плоскости при включении X-градиента; в сагиттальной – при включении Y-градиента и в аксиальной плоскости при включении Z-градиента. При этом создаваемое катушками градиентное магнитное поле будет ориентировано по оси Z, а амплитуда будет изменяться вдоль соответствующей оси. Современные МР-томографы позволяют получать срезы с произвольным углом наклона. Для этого одновременно включаются два или три градиента в момент подачи РЧИ. Если включен X-градиент, выделяющий срезы в сагиттальной плоскости и с такой же амплитудой включается Y-градиент, выделяющий срезы в корональной плоскости, то выделенный срез будет ориентирован под углом 45 по отношению к сагиттальной и корональной плоскостям. Важно отметить, что амплитуда этих двух импульсов должна быть в 2 раз меньше, чем амплитуда одиночных градиентных импульсов. Срезы, заложенные под углами к аксиальным, корональным и сагиттальным плоскостям, называются косыми. Косые срезы позволяют получать изображения, проходящие через интересующие структуры под желаемыми углами. Для локализации магнитно-резонансных сигналов в рамках среза необходимо использовать процедуры фазового и частотного кодирования. Рассмотрим процедуру частотного кодирования. В качестве направления частотного кодирования выберем координату x. При частотном кодировании градиент включается в момент считывания МРС. Он линейно изменяется вдоль оси x от –Gx 100 до +Gx,, и под его воздействием протоны будут прецессировать с различной частотой и соответственно излучать МРС с различной частотой. Величина изменения частоты прецессии протонов будет зависеть от расстояния от центра ПЗ и амплитуды X-градиента (рис. 3.10). Так, на одном конце, где градиент отрицательный, протоны будут прецессировать более медленно (вокселы А и Б), а на противоположном – быстрее (вокселы Г и Д). Величина изменения частоты будет зависит от расстояния между центром поля зрения и вокселом. Так, для вокселов Б и Г изменение частоты будет одинаковым f1, но в вокселе Г протоны прецессируют быстрее с частотой f0 + f1, чем в Б (f0 – f1). Для вокселов А и Д изменение частоты будет еще больше f2, так как они более удалены от центра поля зрения, и прецессировать они будут соответственно с частотами f0 – f2 и f0 + f2. В центре поля зрения (воксел В) градиентное магнитное поле равно нулю и частота ларморовой прецессии будет равна f0. Рис. 3.10. Процедура частотного кодирования. При выполнение ИП все протоны, расположенные вдоль оси X, излучают одновременно, и зарегистрированный сигнал будет композицией из сигналов с различными частотами. Градиент называется частотокодирующим или считывающим. При фазовом кодировании Y-градиент включается за 1–5 мс до включения частотокодирующего градиента. Сигнал коди- 101 Рис. 3.11. Изменение фазы намагниченности в вокселах руется изменением фазы прецессирующих протонов, расположенных вдоль оси Y. Если включить Y-градиент на время Δt, то протоны окажутся под воздействием различных по величине магнитных полей. Изменение магнитного поля вызовет изменение частоты прецессии. Одни протоны будут прецессировать быстрее, а другие медленнее, и к моменту отключения градиента накопят фазовый сдвиг (рис. 3.11). Величина фазового сдвига зависит от следующих параметров: положения воксела относительно центра поля зрения, амплитуды и длительности фазокодирующего градиента – и определяется по формуле: yG y t , где Gy – амплитуда фазокодирущего градиента, y – расстояние по оси Y от центра поля зрения. После отключения Y-градиента все протоны в момент считывания сигнала дают сигнал с одинаковой частотой, но с различной фазой. Градиент Gy называется фазокодирующим. ИП SE, содержащая процедуры пространственной локализации, представлена на рис. 3.12. Срезоселективный градиент G z включается одновременно с 90-градусным и 180-гра- 102 Рис. 3.12. Кодирование координат в импульсной последовательности SE с помощью трех градиентов дусным РЧИ. В промежутке между РЧИ включается фазокодирующий градиент с амплитудой –Gy1. Частотокодирующий градиент Gx включается в момент съема эхосигнала. Далее последовательность повторяется, при этом величина фазокодирующего градиента постепенно увеличивается от отрицательного значения до положительного. Срезоселективный и частотокодирующий градиенты нарушают синхронность прецессии. Поэтому в ИП добавляются два дополнительных градиентных импульса. Первый импульс, с отрицательной амплитудой, равной половине амплитуды срезоселективного, подается сразу же после отключения первого градиентного импульса Gz. Он компенсирует расфазировку, вызванную Gz. Для компенсации влияния частотокодирующего градиента одновременно с фазокодирующим импульсом включают положительный градиент Gx с длительностью в два раза меньшей, который существенно снижает расфазировку намагниченности вблизи пика эхосигнала. За одно повторение ИП снимают информацию от всего выделенного слоя. Сигнал содержит все значения частотного кодирования и лишь одно значение фазового, поэтому для получения информации из одного слоя ИП повторяют Ny раз. Сигнал оцифровывается и записывается в форме матрицы. Матрица называется k-пространством или матрицей необработанных данных и обычно заполняются по строкам снизу вверх, хотя некоторые виды ИП могут изменять порядок заполнения. Каждая строка в матрице данных соответствует 103 оцифрованной модели одного эхо сигнала, полученному при определенном значение фазокодирующего градиента. Сбор данных для реконструкции МР-изображения выглядит следующим образом: сначала записывается первая строка А-Б (рис. 3.13), эхо сигнал для которой соответствует градиентному импульсу с максимальной амплитудой и обратной направленности. Амплитуда сигнала в строке матрицы данных растет по мере приближению к пику эхосигнала и затем постепенно уменьшается по мере его спада. Обычно пик эхосигнала соответствует центру строки. Через время TR, значение фазокодирующего градиента увеличивается, и ИП снова повторяется. Так как величина частотокодирующего градиента не изменяется, то полученный новый сигнал записывается во вторую строку В-Г и имеет такие же частоты, но отличатся фазой. Процесс заполнения повторяется, пока все строки не будут заполнены. Рис. 3.13. Заполнение матрицы данных Фазокодирующий градиент искажает МР-сигнал, причем чем больше его амплитуда, тем сильнее будут искажения и меньше величина сигнала. Строка Д-Е соответствует нулевому значению фазокодирующего градиента и в этой строке будет записан максимальный эхосигнал. В матрицы необработанных данных каждый элемент идентифицируется двумя величинами ky и kx, которые называются пространственными частотами, при этом kx указывает номер столбца, а ky – номер строки. Пространственные частоты определяются по формулам: 104 kx G tdt ky G x y tdt Если число частотокодирующих шагов равно 256, то kx изменяется в пределах от –127 до 128. Можно выделить два важных свойства k-пространства. 1. Сигналы в центральной части пространства в меньшей степени подвергаются воздействиям градиентных импульсов, и поэтому центральная часть определяет отношение С/Ш и контрастность изображения. 2. Структура k-пространства симметрична относительно горизонтальной оси. (Указанное свойство лежит в основе частичного преобразования Фурье, когда заполняется лишь половина строк k-пространства, а оставшаяся часть интерполируется на основе полученных данных. В результате длительность сканирования сокращается примерно в 2 раза, но при этом ухудшается отношение С/Ш в 2 раза). Пространственные частоты в зависимости от элементов, на которые они указывают, разделяются на две группы. Пространственные частоты, указывающие на элементы, лежащие в близи от центра k-пространства, называют низкими пространственными частотами. Высокие пространственные частоты соответствуют углам и краям изображения. Низкие пространственные частоты определяют контрастность изображения. Изображения, полученные только с их использованием, будут нечеткими, и для диагностики их применять невозможно. Высокие пространственные частоты определяют пространственное разрешение изображений, и их необходимо использовать для получения изображения с высоким разрешением (высокой степенью детализации пространственных структур). Для реконструкции МР-изображения используют обратное дискретное двухмерное преобразование Фурье. Оно представляет собой два преобразования Фурье, выполненные вдоль обоих направлений матрицы данных: 105 F ( x, y) 1 2 2 V t * e xk x yk y dk x dk y , где V(t) – зарегистрированный МРС. Рассмотрим обратное преобразование Фурье. В случае простого сигнала, представляющего собой волну, изменяющуюся с одинаковым периодом (рис. 3.14, а) его можно описать двумя способами: 1) указывая значения сигнала через определенные промежутки времени; 2) представив в виде синус или косинус волны с определенной частотой. Обратное преобразование Фурье является математической операцией, которая позволяет перейти от первого способа записи ко второму, т. е. если сигнал записан как несколько значений, зарегистрированных через определенные промежутки времени, то обратное преобразование Фурье позволяет его записать как синусоиду с определенной частотой. В действительности, обратное преобразование Фурье позволяет с помощью косинусных (или синусных) волн представить любой достаточно сложный сигнал (рис. 3.14, б). Данное свойство преобразования Фурье является очень важным в МРтомографии. Рис. 3.14. Обратное преобразование Фурье: а – для одной гармонической волны; б – для сложного сигнала (состоящего из двух волн) 106 Эхосигнал, записывается в матрицу данных, как изменение его значений во времени и представляет собой сумму сигналов, излучаемых различными вокселами. Амплитуда сигнала зависит от свойств ткани, а частота изменяется вдоль направления частотного кодирования. Выполняя обратное преобразование Фурье по строкам, из набора сигналов выделяются сигналы от отдельных вокселов по оси частотного кодирования. Последующее выполнение преобразования Фурье по столбцам позволяет идентифицировать сигналы от вокселов вдоль направления фазового кодирования. При выполнение ИП образуется весьма длительная задержка между каждым возбуждением конкретного среза. Данное время необходимо на восстановление продольной составляющей вектор а намаг ниченн о сти. Так как вр емя Т 1 релаксации достаточно велико, то его можно использовать для возбуждения соседних срезов. Сначала возбуждается первый срез, после того, как от него получен эхосигнал, переходят ко второму, к третьему и т.д. Таким образом, за время TR можно получить несколько эхо-сигналов от разных слоев и существенно сократить время исследования. Количество слоев, которые можно возбудить в течение одной ИП определяется по формуле: N MAX TR TE C , где С – время необходимое для обработки полученных данных и переключения радиочастотного тракта. Метод объемного (трехмерного) возбуждения позволяет получить сигнал не от одного среза, а от выделенного объема. Выделяемый объем называется слэбом (от англ. slab – блок). В основе метода лежит трехмерное преобразование Фурье. В ИП SE при объемном возбуждении вместе с первым 90градусным РЧИ, включается широкополосный Z-градиент, выделяющий интересующий объем (рис. 3.15). В промежутке между 90-градусным и 180-градусным РЧИ одновременно включаются два фазокодирующих градиента, один из которых кодирует воксели вдоль оси Z, а второй соответственно 107 вдоль оси Y. Снятие данных происходит при включенном частотокодирующим градиенте Gx. Рис. 3.15. Временная диаграмма импульсной последовательности SE при трехмерном режиме получения данных Обычно объемная МРТ применяется с более быстрыми ИП, что позволяет в последующем реконструировать изображения по полученным данным в трех ортогональных плоскостях и под произвольными углами. 3.7. Импульсная последовательность «инверсия-восстановление» В ИП «инверсия-восстановление» первым РЧИ подается 180 (рис. 3.16), поворачивающий вектор намагниченности против внешнего магнитного поля (рис. 3.17, б). После его отключения поперечная намагниченность отсутствует, а продольная будет постепенно релаксировать от значения –М0 до исходного (рис. 3.10 в, г, д). Если через время ТI (время инверсии) подать 90-градусный РЧИ, то он окажет воздействие на частично восстановившуюся намагниченность, и в плоскости XY появится поперечная составляющая (рис. 3.17, е). После 90-градусного РЧИ магнитные моменты протонов начинают терять синхронность прецессии, и спустя время ТЕ/2 включается 180-градусный фокусирующий РЧИ (рис. 3.17 ж, з), который создает эхосигнал через время ТЕ. 108 Рис. 3.16. Временная диаграмма импульсной последовательности «инверсия-восстановление» Рис. 3.17. Изменение намагниченности в вокселе в течение импульсной последовательности IR: а – до 180-градусного РЧИ; б – поворот намагниченности 180-градусного РЧИ; в, г, д – восстановление продольной намагниченность; е – формирование поперечной составляющей 90-градусного РЧИ; ж – расфазировка магнитных моментов; з, и – рефокусировка магнитных моментов 180-градусного РЧИ; к – формирование эхосигнала; л, м – процессы Т1- и Т2- релаксации 109 Указанная ИП называется «инверсия-восстановление» и обозначается IR (inversion-recovery). Интенсивность эхосигнала описывается формулой: S 1 2 exp TI T 1 2 exp ( TR TE 2 ) T 1 exp TR T 1 exp TE T 2 , Контрастность на изображении задается тремя параметрами: TR, TE и TI. Как правило, в ИП время TR выбирают достаточно большим и различные типы взвешенности достигаются посредством вариаций TI и TE (табл. 3.2). Таблица 3.2 Влияние параметров импульсной последовательности IR на взвешенность изображений Тип взвешенности Параметры ИП TR, мс TI, мс TE, мс Длинное TR >2000 Сравнимое с T1 Как можно короче интересующей ткани Т2 Длинное TR >2000 Короткое или среднее Сравнимое с T2 интересующей ткани Длинное TR >2000 Короткое или среднее Как можно короче Длинное TR >2000 0,7 T1 для жира Сравнимое с T2 интересующей ткани Т1 Т1,Т2 и ρ (STIR) Для IR ИП существуют два метода реконструкции изображений: фазовый (учитывается знак намагниченности ткани) и амплитудный (использующий только абсолютное значение намагниченности). 110 3.8. Семейство импульсных последовательностей «градиентное эхо» На рис. 3.18 приведена временная диаграмма ИП градиентное эхо (gradient echo, GRE). В качестве возбуждающего импульса используется низкоугловой РЧИ, отклоняющий намагниченность на угол (рис. 3.19, б). В плоскости XY формируется поперечная намагниченность с амплитудой M M sin . Прикладываемый считывающий градиент отрицательной величины, вызывает расфазировку синхронно вращающихся магнитных моментов протонов (рис. 3.19, в). Через время TE/2 после РЧИ включается положительный считывающий градиент, который синхронизирует разбежавшиеся магнитные моменты протонов (рис. 3.19, г) и через время TE формируется поперечная составляющая намагниченности (рис. 3.19, е). В результате приемной катушкой регистрируется сигнал градиентного эха. XY 0 Рис. 3.18. Временная диаграмма импульсной последовательности «градиентное эхо» Угол, на который отклоняется вектор намагниченности, называется углом наклона (flip angle, FA). Если FA равен 15–20°, то поперечная намагниченность Mxy составит 26–34% от своего начального значения М0, а продольная намагниченность составит 96–94%, следовательно Мz, гораздо быстрее возвратится к своему равновесному состоянию M0. 111 Рис. 3.19. Изменение намагниченности в вокселе в течение импульсной последовательности GRE: а – до низкоуглового РЧИ; б – отклонение намагниченности на угол FA; в – расфазировка магнитных моментов; г – рефокусировка магнитных моментов считывающим градиентом; д – формирование градиентного эхосигнала; е – процессы Т1- и Т2- релаксации Так как процессы релаксации в тканях идут быстрее, то это позволяет существенно укоротить основные параметры ИП: TR и ТЕ – и в целом сократить время обследования. ИП очень чувствительна к неоднородностям внешнего статического магнитного поля и к локальным магнитным полям. В результате процессы Т2-релаксации в тканях происходят с характерным параметром Т2* и изображения получаются взвешенными по Т2*. Амплитуда градиентного эха выражается формулой: S 1 exp 1 TR T 1 * exp exp TR T 1 * sin TR T 2 cos FA * exp FA TR T 1 exp TE T 2 * , 112 Основные типы взвешенности в зависимости от параметров ИП (ТR, ТE, FA=) приведены в табл. 3.3. Таблица 3.3 Влияние параметров импульсной последовательности GRE на взвешенность изображений Тип взвешенности Параметры TR, мс ТЕ, мс FA, град Т1 Т2* слабо Т2* сильно 200–600 8–15 45–65 20–50 8–15 30–60 200–600 30–60 5–20 200–600 8–15 5–20 ИП градиентное эхо часто также называют FLASH (Fast Low Angle Shot Imaging – быстрая визуализация с малым углом). По мере сокращения времени повторений в ИП «градиентное эхо», величина TR становится меньше времени Т2-релаксации. В этом случае, к моменту включения следующего возбуждающего РЧИ поперечная составляющая намагниченности не успевает релаксировать, и значения продольной и поперечной составляющих намагниченности стабилизируются во времени. Такое состояние называется устойчивым динамическим состоянием (steady state). При устойчивом динамическом состоянии вектор намагниченности будет составлять угол Эрнста. Он определяется по формуле: FA Эрнста arccos TR exp T1 . Включения фазокодирующего градиента с постепенно увеличивающейся амплитудой вызывает фазовые искажения поперечной составляющей вектора намагниченности. Соответственно необходимо либо компенсировать фазовый набег, либо удалить поперечную составляющую намагниченности. 113 Для компенсации фазового набега используется переворачивающий градиент (rewinder), который включается после снятия градиентного эхосигнала с такой же амплитудой и формой, как и фазокодирующий градиент, но противоположной направленности. Включение в ИП переворачивающего градиента приводит к появлению двух сигналов: ССИ, регистрируемый через время ТЕ после возбуждающего РЧИ, и эхосигнал, возникающий непосредственно перед РЧИ. В зависимости от того, какой сигнал регистрируется и используется для реконструкции МР-изображений, различают два типа ИП. Если обрабатывать ССИ через время ТЕ после РЧИ (рис. 3.20), то такая последовательность называется FISP (Fast Imaging with Steady state Precession – быстрое томографирование при стационарной прецессии). ИП часто так же называют рефокусированный FLASH, FAST, GRASS, ROAST, FFE и т.д. Полученные изображения имеют хорошее отношение С/Ш, но обладают слабым контрастом. Рис. 3.20. Временная диаграмма импульсной последовательности FISP 114 Рис. 3.21. Временная диаграмма импульсной последовательности CE-FLASH Если регистрировать эхосигнал, возникающий непосредственно перед РЧИ, то такая ИП называется CE-FLASH (contrast enhanced FLASH – FLASH с усиленным контрастом). Указанная ИП встречается также со следующими названиями: CE-FEE, PSIF, SSFP. Временная диаграмма CE-FLASH ИП приведена на рис. 3.21. После первого возбуждающего РЧИ эхосигнал не появляется, фазокодирующий и переворачивающий градиенты включаются после второго РЧИ, а регистрируемый сигнал появляется в промежутке между ними. ИП позволяет получать изображения с хорошим Т2-контрастом (табл. 3.4), но соотношение С/Ш для таких изображений не велико. Устойчивое динамическое состояние можно нарушить, приложив дополнительный очищающий градиент, который включается по окончании считывания эхосигнала (рис. 3.22). Он подавляет поперечную составляющую намагниченности. В результате при последующем формировании эхосигнала будет регистрироваться вновь созданная поперечная намагниченность. Альтернативным способом подавления остаточной намагниченности в ИП SPGR является использование возбуждающих РЧИ с постепенно увеличивающимся фазовым сдвигом. В результате этого остаточные поперечные компоненты имеют фазовый сдвиг друг относительно друга, что подавляет ос- 115 Рис. 3.22. Временная диаграмма импульсной последовательности spoiled FLASH таточную поперечную намагниченность и уменьшает влияние процесса T2* релаксации. Такая ИП называется spoiled FLASH (очищенный FLASH) или SPGR (spoiled GRASS) и позволяет получать изображения, взвешенные по Т1 (табл. 3.4). Таблица 3.4 Влияние параметров импульсных последовательностей FISP, PSIF и SPGR на взвешенность изображений Параметры ИП Тип ИП TR, мс ТЕ, мс , FISP/ GRASS CE-FLASH/PSIF SPGR 20–60 8–15 5–20 Т2+1/Т1 – 20–60 8–15 30-60 Т2/Т1 – T1 100–200 8–15 30–60 Т2* – Т1 20–60 8–15 45–90 Т1 при T2 – TR>>T2* 116 3.9. Высококонтрастные импульсные последовательности Для высокоскоростных ИП время получения данных изменяется от нескольких секунд до нескольких милисекунд. К таким последовательностям относятся RARE, FIR, STEAM, а также эхопланарная томография (EPI). Высокая скорость получения изображения достигается как за счет применения новых технологий получения данных, так и благодаря уменьшению размеров матриц. Отношение С/Ш компенсируется увеличением толщины срезов. ИП RARE (Rapid Acquisiton with Relaxation Enhancement – быстрый сбор данных с релаксационным усилением) представляет собой усовершенствованную ИП «множественное спиновое эхо». Часто также встречается под названием FSE (Fast Spin Echo – быстрое спиновое эхо). В ИП первым подается возбуждающий 90-градусный РЧИ (рис. 3.23), а спустя время TE/2 включается фокусирующий 180-градусный РЧИ. За несколько миллисекунд до формирования эхосигнала, одновременно включаются частотокодирующий и фазокодирующий градиенты. В момент времени TE формируется первый эхосигнал, который записывается в первую строчку k-пространства. По окончании снятия эхосигнала включается фазокодирующий градиент с такой же амплитудой и противоположной направленностью. Процесс повторяется 8 раз, после чего подается новый возбуждающий импульс и записываются следующие 8 строк k-пространства. Использование ИП RARE позволяет сократить время исследования в 4–8 раз. Существенным недостатком является нечеткость тонких деталей изображения. ИП RARE позволяет получить взвешенные по протонной плотности и Т2-взвешенные изображения. Механизм образования контрастности такой же, как и у ИП SE. ИП FIR (Fast Inversion Recovery – быстрая инверсия-восстановление) представляет собой комбинацию ИП IR и RARE (рис. 3.24). Начальный этап ИП такой же, как у IR. Первым идет 180-градусный инвертирующий РЧИ, за которым че- 117 Рис. 3.23. Временная диаграмма импульсной последовательности RARE (FSE) Рис. 3.24. Временная диаграмма импульсной последовательности FIR рез время TI следует 90-градусный РЧИ; k-пространство заполняется, как и в ИП RARE. Для реконструкции изображений могут использоваться фазовый или амплитудный метод. 118 Рис. 3.25. Временная диаграмма импульсной последовательности STEAM В основе ИП STEAM (Stimulated Echo Acquisition Mode – режим получения стимулированного эхосигнала) лежит использование малых углов отклонения намагниченности, соответствующих углу Эрнста, при этом очищающие или переворачивающие градиенты не используются (рис. 3.25). Обычно в ИП добавляются два 90-градусных РЧИ, с помощью которых можно получить изображения, взвешенные по Т1 и Т2. Для ИП STEAM время повторения TR составляет 3–4 мс. ИП STEAM используется в основном для исследований брюшной полости, кардиологических исследований, функциональной деятельности с использованием контрастирующих веществ и т. д. Одной из самых быстрых ИП на сегодняшний день является эхопланарная томография (Echo Planar Imaging, EPI). Обычно время, необходимое на получение одного изображения, составляет 20-100 мс. В основе EPI лежит однократное возбуждение протонов РЧИ и последующее создание большого количества мощных, быстро возрастающих, знакопеременных импульсов частотокодирующего градиента и коротких всплесков фазокодирующего градиента (рис. 3.26). В результате формируется серия эхосигналов, которые записываются в k-пространство. 119 Рис. 3.26. Временная диаграмма импульсной последовательности SE-EPI 3.10. Магнитно-резонансная ангиография Магнитно-резонансная ангиография – неинвазивный метод диагностики, появившийся как развитие методов МРТ, чувствительных к движениям жидкости. МРА не требует введения контрастирующего вещества. МРА может выполняться как в двумерном режиме, позволяя получить данные в тонком срезе, так и в трехмерном, позволяя получать данные в заданном объеме. Как правило, МРА выполняется в трехмерном режиме, что позволяет улучшить пространственное разрешение, повысить отношение С/Ш, избежать потери сигналов в зонах со сложным характером движения и снизить артефакты на границах раздела сред с разными магнитными свойствами Существуют две методики МРА: 1) времяпролетная МРА (Time Of Flight, TOF); 2) фазоконтрастная МРА (Phase Contrast, PC). В основе TOF-ангиографии лежит разница в МРС от неподвижных (насыщенных) тканей и от текущей (ненасыщенной) крови. Рассмотрим формирование разности сигналов между 120 подвижными и неподвижными тканями на примере ИП SE. 90-градусныый РЧИ возбуждает протоны, расположенные в срезе, за время TR ткани восстанавливают продольную составляющую намагниченности. Если время TR значительно короче времени Т1-релаксации, то продольная составляющая намагниченности не успевает восстановиться, и при следующем выполнении ИП интенсивность сигнала будет низкой. Для сосуда, расположенного перпендикулярно срезу, за время TR часть насыщенных спинов, за счет движения крови покинет срез, а их место займут ненасыщенные (рис. 3.27). Таким образом, продольная составляющая намагниченности текущей крови, восстановится быстрее, и она даст сигнал с большей интенсивностью по сравнению с сигналом от стационарных тканей. Рис. 3.27. Формирование контрастности между текущей кровью и стационарной тканью Интенсивность сигнала от движущейся крови зависит от двух параметров: скорости кровотока и толщины среза. Если скорость крови в сосуде достаточно высокая, то за время TE/2 возбужденная кровь полностью покинет срез, и 180-градусный рефокусирующий РЧИ не сможет создать эхосигнал. Такой сосуд на срезе будет выглядеть темным, а возникающий эффект называется времяпролетной потерей сигнала. Для TOF-ангиографии обычно используют Т1-взвешенные изображения, полученные при выполнении ИП, таких как FISP или SPGR. На начальном этапе ИП повторяется 20 раз для насыщения стационарных тканей. 121 При выполнении TOF-ангиографии на практике часто используются смещающиеся импульсы РЧ-преднасыщения и линейно нарастающие РЧИ. Смещающиеся импульсы РЧ-преднасыщения используются для визуализации только артериальных или только венозных структур. Как правило, это 90-градусные РЧИ, которые подаются перед началом выполнения ИП и вызывают преднасыщения всех стационарных структур, находящихся в заданной области. В результате этого их векторы намагниченности не успевают восстановиться (обладают незначительной продольной намагниченностью) при возбуждении и, соответственно, излучают слабые МРС. Для получения артериальных структур подаются импульсы РЧ-преднасыщения, смещающиеся вдоль срезоселективной оси и расположенные за визуализируемым срезом, а для визуализации венозных структур – перед срезом. Линейно нарастающие РЧИ вызывают изменение угла отклонения вектора намагниченности по одной из осей, что предотвращает насыщение медленно текущего потока крови в начальной части визуализируемого объема и обеспечивает подавление венозного кровотока в конечной части. Использование линейно нарастающих РЧИ улучшает визуализацию медленных, извилистых потоков и потоков, расположенных в плоскости визуализации, а также делает ненужным использование импульсов РЧ-преднасыщения для подавления сигналов от венозной крови. Существенным недостатком их использования является изменение характеристик подавления стационарных тканей и зависимость избирательности по скорости потока от положения в блоке. В основе фазоконтрастных методов (PC-ангиографии) визуализации сосудистой системы лежит изменение в фазе поперечной намагниченности между движущейся кровью и стационарной тканью. Для этого в ИП «градиентное эхо» добавляются два биполярных градиента, линейно изменяющихся вдоль одного из направлений, например вдоль оси X. В момент включения первого градиентного импульса магнитное поле по оси X изменяется следующим образом: 122 Bx B0 G x x , где B0 – напряженность внешнего магнитного поля, Gx – величина градиентного магнитного поля, x – координата по оси X. Протоны по оси X будут прецессировать с различной частотой, определяемой по формуле: x B 0 G x x , Через время t каждый протон повернется на угол x: x x t ( B 0 G x x )t Если через время t подать второй биполярный градиент, с той же амплитудой, но противоположной направленности, то на стационарные ткани будет воздействовать градиент с такой же силой, но противоположный по знаку. Движущиеся протоны за время t переместятся на расстояние v×t, и на них будет воздействовать градиент с другой амплитудой (рис. 3.28), который не сможет полностью компенсировать набег фаз φ: 2 G * vt / 2 . где – скорость движения протонов вдоль оси X. Сдвиг фаз нарушает синхронность прецессии внутри одного воксела и снижает сигнал на изображении. При выполнении PC-ангиографии, изображения получают два раза: первый раз с включением биполярных градиентов и второй при их отсутствии. Затем полученные томограммы вычитаются и на результирующем (разностном) изображении остаются только сосуды, так как сигнал от неподвижной ткани на каждой МР-томограмме одинаков по интенсивности. На окончательном изображении сосуды будут выглядеть ярко, причем чем выше скорость в сосуде, тем ярче будет сигнал от него. Получение изображений методом PC-ангиографии значительно более продолжительно, чем в случае TOF-ангиографии, поскольку они требуют выполнения кодирования по всем трем направлениям. Для получения МР-картины сосудистой системы, весь полученный набор данных подвергают специализированной обработ- 123 Рис. 3.28. Воздействие двух биполярных градиентов на протоны стационарных и движущихся тканей ке, называемой МИП – проекция максимальной интенсивности. В данном методе сигналы с МР-ангиограмм всех слоев исследуемой зоны проецируются на выбранную базовую плоскость изображения по ходу распространения луча света (как в геометрической оптике). При этом суммируются только сигналы с максимальными и минимальными значениями (рис. 3.29). Рис. 3.29. Получение ангиокартины с помощью МИП-алгоритма (по D. D. Stark, W. G. Bradley) 124 3.11. Дополнительные методы МРТ-визуализации Для повышения информативности данных в МРТ можно использовать контрастирующие вещества или воспользоваться такими диагностическими методами, как спектроскопия, перенос вектора намагниченности, визуализация диффузии и перфузии. Контрастирующие вещества (КВ) представляют собой химические препараты, изменяющие контрастность тканей. Существующие КВ разделяются на две группы: позитивные и негативные. Позитивные КВ сокращают время спин-спиновой релаксации, и области, накопившие КВ, на Т1-взвешенных изображениях выглядят ярко. Практически все парамагнитные КВ являются положительными. В основном это соединения, содержащие такие химические элементы, как гадолиний, железо и марганец и т. д. Исключение составляет диспрозий. Негативные контрастирующие агенты воздействуют на процессы спин-спиновой релаксации. В местах своей концентрации они создают сильные локальные магнитные поля, которые ускоряют процессы Т2-релаксации и Т2*-релаксации. При этом негативные КВ в большей степени воздействуют на время Т2*-релаксации и для диагностики лучше использовать ИП GRE. На изображениях, взвешенных по Т2*, области концентрации КВ будут обладать низкой интенсивностью. К негативным КВ относится диспрозий и все суперпарамагнитные контрастирующие агенты. В клинической практике на сегодняшний день наиболее широкое применение нашли положительные контрастирующие вещества. Они считаются безопасными и вызывают мало побочных эффектов, хотя имеются сведения об аллергических реакциях на них, и рекомендуется проводить наблюдение за пациентом после инъекции, с возможностью быстрого оказания интенсивной терапии. В основе методов спектроскопии лежит явление химического сдвига. До этого момента, предполагалось, что частота ре- 125 зонанса для протонов водорода во всех тканях одинакова. На практике это не соответствует действительности. Так, например, в магнитном поле 0,35 Тл ларморова частота прецессии протонов чистой воды равна 15 МГц, для таких же протонов в жировой ткани частота прецессии будет на 50 Гц ниже, а в поле с напряженностью 1,5 Тл разность частот составит 210 Гц. Данное явление называется химическим сдвигом. Величина химического сдвига представляет собой отношение изменения частоты прецессии к частоте прецессии протонов в чистой воде. Например, химический сдвиг для протонов водорода в жировой ткани равен 3,3 ppm. Возникновение химического сдвига обусловлено тем, что при высокой однородности внешнего магнитного поля разница в частотах будет определяться величиной локального магнитного поля, которое создается соседними с протоном элементами. В зависимости от типа молекулы, атом водорода может образовывать различные связи и быть окруженным различными элементами. Соответственно, на протон водорода будут воздействовать различные локальные магнитные поля, что приводит к изменению частот излучаемых сигналов. Явление химического сдвига лежит в основе существующих методов спектроскопии. Современные томографы с напряженностью магнитного поля более 1 Тл позволяют проводить спектроскопические исследования как для отдельных областей органов или тканей (in vivo), так и для экстрактов или растворов, содержащих различные ткани (in vitro). В спектроскопии в основном используются следующие типы ядер: 1 H, 13C, 31P, 19F, 23Na и 39Ka. В методике переноса вектора намагниченности (Magnetization Transfer, MT) используется сильный внерезонансный РЧ-импульс, насыщающий ткани, содержащие значительное количество белка; за счет химического обмена намагниченность протеинов передается окружающим элементам несвязанными ядрами воды. Методика позволяет повысить контрастность между потоком крови и окружающими тканями с высоким содержанием белка при выполнении трехмерной TOF МРА. Такая же методика может использоваться 126 при исследованиях с ведением контрастирующего вещества для улучшения визуализации патологических изменений. Диффузия связана с тепловым хаотическим движением молекул внутриклеточной воды, которое всегда присутствует в организме человека и вызывает потерю когерентности прецессии протонов в вокселе и снижение интенсивности МРС. Процесс диффузии становится более заметным по мере приближения величины ТЕ к времени диффузии. Диффузно-взвешенная визуализация (Diffusion weighting, DW), позволяет дифференцировать ткани с ограниченной диффузией от тканей с нормальной диффузией и осуществляется с использованием специальных ИП. Рассмотрим процесс формирования диффузно-взвешенных изображений на примере модифицированной ИП SE. В отличие от обычной, данная ИП содержит два диффузионных градиента, которые включаются по оси Z (рис. 3.30). Рис. 3.30. Модифицированная импульсная последовательность SE для получения диффузно-взвешенных изображений Первый диффузионный импульс включается перед 180градусным РЧИ и вызывает дополнительное изменение фазы. Второй импульс подается перед считыванием эхосигнала и компенсирует сдвиг фаз для стационарных тканей, вызванный предыдущим импульсом. Процесс повторяется несколь- 127 ко раз с различными значениями диффузионного градиента. По полученным данным рассчитывается чистое диффузновзвешенное изображение, отражающее движение молекул воды в выбранном направлении диффузии. Внеклеточная вода в здоровых тканях головного мозга диффундирует свободно и создает слабый сигнал. Внеклеточная вода в мертвых тканях головного мозга не диффундирует и создает сильный сигнал. На сегодняшний день для получения диффузно-взвешенных изображений используется ИП DW EPI (Diffusion weighting echo planar imaging – диффузно-взвешенная эхопланарная томография). Термин «перфузия» относится к кровоснабжению тканей на капиллярном уровне. Перфузия обеспечивает приток кислорода и питательных веществ, и отток продуктов биохимических реакций в тканях. Для получения картины перфузии используется введение контрастирующего агента. В течение короткого промежутка, контрастирующее вещество будет распределено во внутрисосудистом пространстве, затем начинается его выделение почками. Если в течение этого промежутка времени получить несколько изображений интересующей области, то можно оценить объемы притекающей и вытекающей крови из интересующего объема. Для оценки картин перфузии обычно используется EPI, позволяющая получать изображения через очень короткие промежутки времени. 3.12. Артефакты магнитно-резонансных изображений Как правило, артефакты на изображении представляют собой области с измененной интенсивностью сигнала или неправильно спозиционированные области. В ряде случаев артефакты могут привести к неправильной постановке диагноза, потребовать проведение дополнительных обследований. Рассмотрим наиболее часто встречающиеся при проведении МРТ артефакты. Артефакты, вызванные неоднородностями магнитного поля, приводят к исчезновению сигнала из области расположения ферромагнитного объекта и появлению сигнала с вы- 128 сокой интенсивностью на границе с этой областью. Они связаны с тем, что на теле пациента или же в нем могут находиться предметы из ферромагнитных материалов. Такие предметы по возможности должны изыматься на время исследования. Наличие некоторых ферромагнитных имплантатов является абсолютным противопоказанием к проведению исследования. Снизить влияние артефакта от металла можно, используя ИП SE, менее чувствительную к неоднородностям магнитного поля. Артефакты движения вызываются функциональными движениями тканей, такими как сокращение сердечной мышцы или дыхание. Они приводят к размыванию томограмм или появлению ложных изображений. Для коррекции артефактов вызванных сердечной деятельностью, используется ЭКГсинхронизация или синхронизация с пульсовой волной. Начало ИП соответствует максимальному пику на ЭКГ или пульсовой волне. Для компенсации дыхательных артефактов можно использовать привязку ИП к дыхательному циклу, что приводит к увеличению времени сбора данных. Поэтому обычно используются сверх быстрые ИП с задержкой дыхания. В ряде исследований артефакты движения могут быть снижены за счет применения предварительного насыщения пресатурации. Метод основан на предварительном возбуждении протонов в области тела человека, где присутствуют структуры вызывающие артефакты движения. Пресатурация осуществляется специальным РЧИ, и к моменту времени TE сигнала от предварительно насыщенных тканей не будет. Артефакты потока связаны с движением крови и цереброспинальной жидкости и внешне напоминают артефакты движения. Особенно сильно артефакты проявляются на изображениях, полученных с помощью ИП GRE. Они устраняются с помощью синхронизации ИП с ЭКГ, пульсовой волной или предварительного насыщения втекающей в слой крови или цереброспинальной жидкости. Артефакты, вызванные химическим сдвигом, обусловлены различием в резонансных частотах протонов. При выполнении ИП различие в частотах может привести к неправиль- 129 ной локализации сигналов. Для их компенсации сигналы обычно удаляются с помощью импульсов предварительного насыщения. Артефакты черной границы проявляются на изображении как черные контуры на границе раздела двух сред при выполнение ИП IR и GRE. Из-за явления химического сдвига сигналы от воды и жира могут оказаться в противофазе. Если размеры воксела достаточно большие и в него попадают обе структуры, то сигнал от него будет слабым или вовсе отсутствовать, а соответствующий пиксель на изображении будет выглядеть темным. Для устранения артефакта можно перейти к ИП SE или выбрать время съема эхосигнала TE так, чтобы сигналы от протонов воды и жира находились в фазе. 3.13. Безопасность пациентов и персонала в ходе исследований В целом обследование пациента и работа на томографе считаются безвредными. Хотя существует ряд факторов, вызывающих повышенную опасность. Это статическое магнитное поле, градиентное магнитное поле и радиочастотное электромагнитное поле. Статическое магнитное поле притягивает к себе с большой силой все находящиеся вблизи предметы, содержащие ферромагнитные материалы. Легкие предметы, такие как ножницы, скальпели, иглы, булавки и т. д., под воздействием силы притяжения могут с огромной скоростью полететь внутрь магнита и причинить серьезные повреждения как пациенту, так и персоналу. Сильное магнитное поле притягивает ферромагнитные имплантанты, что может вызвать нежелательное их смещение. Особую опасность вызывают смещения таких имплантантов, как клипсы для аневризм, зажимы для сонной артерии, сердечные клапаны, внутрисосудистые катушки, глазные или слуховые имплантаты и т. д. Помимо статического магнитного поля на имплантаты воздействуют изменяющиеся со временем градиентные магнитные поля, наводящие в них 130 вихревые токи. Вихревые токи вызывают нагрев имплантата, что может вызвать неприятное жжение в области его расположения, а в худшем случае ожог. Особенно опасен нагрев ферромагнитных предметов в области глазницы, который может привести к потери зрения. Имплантаты с ферромагнитными свойствами должны удалятся перед исследованием. МРТ представляет особую опасность для лиц, носящих различные стимуляторы. Статическое магнитное поле и изменяющееся со временем градиентное магнитное поле может вызвать неправильную работу или привести к разрушению стимулирующего устройства, поэтому наличие у пациента стимуляторов является абсолютным противопоказанием для проведения исследования. Следует также отметить, что остается некоторая неопределенность относительно безопасности применения EPI-последовательностей, при выполнении которых очень мощные градиенты переключаются с высокой частотой. Это создает в теле пациента вихревые токи, которые могут вызвать нежелательный нагрев тканей. Пока опасность не доказана, но исследования в этом направлении продолжаются. Не рекомендуется проводить исследования у женщин в первые три месяца беременности. Хотя данных, подтверждающих вредное воздействие МРТ на эмбрион или плод, на сегодняшний день нет. Существуют еще два фактора, создающие дополнительные неудобства в ходе исследования. Это клаустрофобия и сильный шум, отношение к которым у пациентов индивидуально. 131 ГЛАВА IV. ФОТОГРАФИЧЕСКИЙ ПРОЦЕСС В ЛУЧЕВОЙ ДИАГНОСТИКЕ При рентгенографии в эмульсии пленки образуется скрытое изображение, которое является виртуальной копией внутренней структуры исследуемого объекта. Проявление рентгеновского снимка – первый этап фотохимического процесса, который позволяет перевести скрытое изображение в видимое с последующим его закреплением. Процесс проявления предусматривает воздействие химических веществ на облученные зерна галоидного серебра в эмульсии пленки с восстановлением его металлической формы. Формирующееся на пленке изображение отражает всю гамму изменений, произошедших в галоидном серебре эмульсии под воздействием облучения, что реализуется в виде рентгенограммы – предмета диагностического анализа. 4.1. Ручная обработка рентгенограмм Проявление Рентгеновский проявитель – комплексное соединение, в составе которого участвуют многие химические вещества. Они подразделяются на несколько групп. Проявляющие вещества: метол – детальное, но малоконтрастное проявление; гидрохинон – значительно повышает контрастность изображения; фенидон - по проявляющей способности слабее метола, действует аналогично ему, 132 употребляется в количествах примерно в 10 раз меньших, чем метол. Роль проявляющих веществ заключается в восстановлении металлического серебра из его галоидной формы. Как показал наш многолетний опыт, наилучшей комбинацией является одновременное использование в проявителях для рентгеновских пленок средней чувствительности метола и гидрохинона в пропорциях, которые указаны ниже. Такая комбинация позволяет сформировать на рентгенограмме изображение, оптимальное по контрастности и широте. Проявляющие вещества существуют в виде химически чистых соединений, упакованных без доступа воздуха, который вызывает их окисление со значительной потерей проявляющей активности. В наибольшей степени это относится к метолу. Это вещество очень чувствительно к температуре воды, используемой при приготовлении проявителя. Недопустимо растворять метол при температуре свыше 40 ºС, то же относится и к фенидону. Отрицательно действует на проявляющие вещества свет, поэтому храниться они должны в темной упаковке. Сохраняющие вещества. Предназначены для нейтрализации окислительных процессов в проявителе, отрицатель но влияющих на его химическую активность. В связи с этой способностью сохраняющие вещества предохраняют проявляющие вещества, особенно метол, от быстрого окисления, что способствует более стабильной и длительной работе проявителя. Из сохраняющих веществ на протяжении длительного времени успешно используется сульфит натрия (натрий сернистокислый). Химически чистый сульфит натрия существует в безводной форме в виде аморфного белого порошка или в кристаллической – при наличии воды в его молекуле. Следует учесть, что при использовании кристаллических (водных) форм химических соединений, независимо от их предназначения в фотохимическом процессе в рентгенологии, их берется в два раза больше в весовом количестве, чем аналогичных веществ в безводной (аморфной) форме. Значительно реже в качестве сохраняющего вещества в про- 133 явителе используется метабисульфит калия, снижающий активность проявления. Ускоряющие вещества. Необходимость их применения обуславливается тем, что проявление может эффективно происходить только в щелочной среде (рН>7,0). Поддержание постоянства щелочной среды проявителя способствует ускорению его работы. Это происходит за счет способности щелочных соединений нейтрализовать кислые продукты, образующиеся в процессе работы проявителя. Такие проявители называются буферными. Имеет значение и способность щелочных валентностей улучшать набухание желатина в эмульсии пленки, что повышает глубину контакта проявляющих веществ с галоидном серебром в кристаллической решетке эмульсии. Из этой группы веществ в рентгеновском проявителе эффективно используется щелочное соединение – углекислый натрий (кальцинированная сода, фотографическая сода, натрия карбонат) в безводной или кристаллической форме. Недопустимо использование для ускорения работы проявителя двууглекислого натрия (питьевая сода), соединения не обладающего должной химической активностью. Заменителем углекислого натрия может быть углекислый калий (поташ), который берется в тех же весовых пропорциях. Для ускорения работы проявителя нельзя использовать едкие щелочи (едкий натрий или калий), ввиду их химической агрессивности, что может приводить к повреждению эмульсии пленки. Помимо этого, едкие щелочи действуют недолго и не могут обеспечить стабильную и длительную работу проявителя. Однако, их свойство быстро изменять рН среды в щелочную сторону используется в восстановителе к проявителю, о чем сказано ниже. Противовуалирующие вещества. Их роль при проявлении заключается в уменьшении потемнения пленки из-за оптической вуали, отрицательно влияющей на изображение. Этот вид фотографической вуали возникает в эмульсии в результате частичного самопроизвольного восстановления металлического серебра из его галоидной формы и прогрессирует по мере 134 «старения» пленки, тем более при нарушении правил ее хранения и использования. Чем выше качество производства пленки, тем в меньшей степени выражен процесс ее вуалирования. Из противовуалирующих веществ обычно используется бромистый калий, бензотриазол, реже – бензимидазол. В процессе проявления пленки в растворе проявителя накапливаются соединения брома, поступающие туда из эмульсии в результате расщепления молекулы галоидного серебра на восстановленное металлическое серебро и соли брома, которые также обладают противовуалирующими свойствами. Правила приготовления проявителя Растворителем для всех веществ, составляющих проявитель, является вода, дистиллированная, кипяченая или чистая водопроводная. Приготовление проявителя осуществляется по определенным правилам, которые должны соблюдаться: - температура воды не должна быть выше 40 С, чтобы не разрушился метол; - первым растворяют небольшое количество сохраняющего вещества – сульфита натрия, примерно ¼ от общего количества; - в этой же емкости, последовательно растворяют проявляющие вещества: метол, гидрохинон или другие, соответственно избранной рецептуре проявителя; - после этого – остальное сохраняющее вещество; затем – ускоряющее вещество, при этом раствор проявителя темнеет и нагревается до 30 С; - последним в этом ряду растворяется противовуалирующее вещество. Для лучшего растворения оно может быть размешано в отдельной небольшой емкости воды и прилито к основному раствору. Растворение указанных групп веществ производится в химически инертной (эмалированной и т. п.) емкости, которая будет использоваться только для приготовления проявителя. Все вещества должны размешиваться до их полного растворения. В проявитель не должны попадать другие химические вещества и посторонние частицы. В некоторых случаях не- 135 органического загрязнения проявителя его приходится фильтровать через «грубый» фильтр. Объем исходной емкости, в которой приготовляется проявитель обычно составляет ⅔ от объема емкости, в которой производится проявление рентгенограмм. Рецептура проявителя рассчитывается на объем рабочей емкости, поэтому приготовленный раствор проявителя в ней доливается водой до ее полного объема, перемешивается и оставляется на сутки в нерабочем состоянии. За этот период температура проявителя становиться оптимальной для его эффективной работы, в пределах 18-20 ºС, соответственно температуре воздуха в фотолаборатории. Для предотвращения ускоренного окисления проявителя рабочая емкость с ним должна быть закрыта герметичной крышкой. При температуре воздуха в помещении ниже 18 С охлаждается и проявитель, что неблагоприятно сказывается на его работе. Проявленные в охлажденном проявителе рентгенограммы могут выглядеть как недоэкспонированные – малоконтрастные, пониженной плотности. Снижение температуры проявителя до 16 С и ниже увеличивает время проявления в 1,5–2 раза. Повышение температуры проявителя свыше 20 С приводит к возрастанию вуалирования рентгенограмм вследствие суммирования оптической и тепловой ее составляющих. Такие рентгенограммы выглядят темными, с плотным, трудно анализируемым изображением. Существует правило, что проявлять рентгенограмму надо всегда «до конца», чтобы избежать возможного появления при недопроявлении физических артефактов на снимке и максимально выявить контрастность изображения. В соответствии с указанными выше правилами приготовления и использования проявитель может эффективно работать до 2–3 месяцев, но при условии его периодического «подкрепления», о чем мы расскажем ниже. Приводим рецепт метол-гидрохинонового проявителя, который хорошо зарекомендовал себя на протяжении десятилетий его использования рентгеновской службой ЛенГИДУВа – СПбМАПО. Количество химических веществ указывается на 15 литров раствора проявителя: 136 Метол – 33 г Гидрохинон – 132 г Сульфит натрия безводный (б/в) – 1080 г Углекислый натрий безводный (б/в) – 720 г Калий бромистый – 60 г Альтернативой могут быть рецепты на один литр раствора проявителя, предложенные В. В. Яковцом: 1. Стандартный проявитель: Метол – Гидрохинон – Натрия сульфит (б/в) – Натрия карбонат (б/в) – Калия бромид – Вода – 2,2 г 8,8 г 72 г 48 г 4г до 1 л 2. Фенидон-гидрохиноновый проявитель: Фенидон – Калия карбонат (поташ) – Гидрохинон – Натрия сульфит кристаллический – Натрия гидроокись – Калия бромид – Бензотриазол – Вода – 0,55 г 50 г 25 г 75 г 5г 8г 0,55 г до 1 л Правила проявления рентгенограмм Ручной метод проявления рентгенограмм в фотолаборатории предусматривает возможность визуального контроля этого процесса при свете неатиничных фонарей. Неактиничность, т. е. незасвечиваемость пленки фонарем, обеспечивается для несенсибилизированных пленок фонарями с темно-зелеными или темно-красными фильтрами; для ортохроматических, сенсибилизированных к зеленым лучам, – только темно-красными; сенсибилизированные пленки, включая флюорографические, проявляются в полной темноте. Неактиничность фонарей мы рекомендуем проверять следующим образом. Половину листа рентгеновской пленки, размером 13 18, заворачивают в черную светонепроницаемую бумагу, вторую, свободную половину, держат перед исследуемым 137 фонарем в течение 3 минут, затем пленку проявляют и фиксируют по обычной методике. Если в результате половина пленки под воздействием света фонаря по степени вуали отличается от неосвещенной ее половины, то цветной фильтр фонаря нуждается в уплотнении или замене. Таким образом можно предотвратить нежелательное действие лабораторных фонарей на пленку, которое называется световой вуалью. Пленку в процессе ее проявления и визуальном контроле за его ходом, не следует держать перед лабораторным фонарем с неактичным фильтром больше 3–4 минут, чтобы избежать появления тепловой вуали от нагретого фонаря. Для предотвращения этого явления нельзя использовать в лабораторных фонарях лампы мощностью больше 25Вт. Проявление может осуществляться и по времени, установленном фирмой-производителем пленки, при условии применения рекомендованного фирмой проявителя и соблюдения правил фотолабораторного процесса на всех его этапах. При этом способе проявления рентгенограмм конечный результат не всегда предсказуем, учитывая возможные нарушения на этапе подбора экспозиций (мАс) при рентгенографии, напряжения на трубке (кВ) и т. д. Начинается процесс проявления с правильного размещения листа пленки в проявочной рамке, соответствующей размеру пленки. Пленка укрепляется зажимами в рамке с противоположных ее углов по диагонали так, чтобы лист был плотно натянут. Это необходимо для предотвращения «слипания» пленок в проявочной емкости, особенно при плотном ее заполнении рамками с пленкой. В месте «слипания» пленок образуются серьезные дефекты изображения на рентгенограммах. Рамку с пленкой погружают в проявитель аккуратно, чтобы не повредить уже находящиеся там пленки. Сухая пленка может увлечь в проявитель пузырьки воздуха на своей поверхности. Чтобы этого не произошло, рамку рекомендуется снова вынуть и опустить в проявитель, проделав это 2–3 раза. На месте «прилипших» к пленке пузырьков воздуха образуются артефакты в виде пятен «непроявления» на рентгенограмме, которые могут быть неправильно истолкованы при анализе снимка. 138 Ручное проявление при визуальном контроле требует периодического просматривания формирующегося изображения при свете неактиничного лабораторного фонаря. Делать это надо по мере необходимости, не забывая о световой и тепловой вуалях. Сигналом к прекращению проявления снимка при таком варианте контроля служит остановка потемнения изображения в наиболее «светлых» его местах – тень сердца, ребра, кости и т. п. При этом надо помнить, что снимок должен быть проявлен до конца, чтобы не было артефактов от недопроявления. Для максимального выявления контрастных свойств изображения снимок лучше перепроявить, чем недопроявить. Проявитель в емкости рекомендуется периодически перемешивать для более равномерного распределения активности в нем. При снижении интенсивности и удлинении времени проявления такое простое действие может на некоторое время активизировать его работу. По окончании проявления рамка с пленкой вынимается из раствора так, чтобы проявитель стекал с нижнего угла рамки, не разбрызгиваясь и максимально возвращаясь назад в проявочную емкость. Затем, следует промежуточная промывка пленки в баке с проточной водой, примерно в течение 15–20 с, и перенос рамки в емкость для фиксирования изображения на пленке. Восстановление проявителя С течением времени проявитель начинает терять рабочие качества вследствие истощения его химических веществ и убыли раствора в емкости. Возникает альтернатива: или полной замены проявителя, что нерационально при сохраняющейся его активности, или частичное восполнение – качественное или количественное. Последнее в этом случае оказалось наиболее приемлемым и осуществляется с применением специального раствора – восстановителя к растворителю. Однако если проявитель не только истощается, но и загрязняется посторонними химическими веществами, что приводит к дефектам снимков, то он должен быть полностью заменен на свежий раствор. Восстановитель к проявителю по своей 139 структуре не отличается от проявителя, в нем есть все те же группы химических веществ. В отличии от проявителя, в восстановителе в два раза больше проявляющих веществ и отсутствуют противовуалирующие вещества, учитывая накопление бромистых соединений, обладающих такой активностью, в растворе проявителя в процессе его работы. Могут применяться в восстановителе едкие щелочи (калия и натрия) для нейтрализации кислых валентностей, образующихся в проявителе за счет бромистоводородной кислоты, и для смещения pН раствора в щелочную сторону, что необходимо для нормальной работы проявителя. Приготовление восстановителя осуществляется по тем же правилам, что и проявителя. Едкие щелочи, используемые в виде гранул, должны предварительно, с соблюдением правил осторожного обращения с ними, растворены в отдельной посуде в холодной воде и прилиты к основному раствору восстановителя. Хранить раствор восстановителя необходимо в темной, хорошо закупоренной таре и дробными частями приливать в емкость с проявителем. Следует иметь в виду, что восстанавливать проявитель таким образом можно только до половины его первоначального объема. Затем проявитель полностью заменяется на свежеприготовленный раствор. Приводим рецепт восстановителя на 15 литров раствора, успешно использующийся нами на протяжении длительно времени: Метол – Гидрохинон – Натрий сернокислый (б/в) Натрий углекислый (б/в) Натрий едкий – 60 г 240 г 1080 г 720 г 112,5 г Рецепт восстановителя на 1 литр раствора (В.В. Яковец): Фенидон – Калия карбонат (поташ) – Гидрохинон – Натрия сульфит кристаллический – Натрия гидроокись – Вода – 0,55 г 50 г 25 г 75 г 8г до 1 л 140 Рецептура проявителя и восстановителя, рассчитанная на 1 литр раствора, при использовании этих фоторастворов в больших емкостях (на 15, 18 и более литров), должна быть пересчитана соответствующим образом. Фиксирование (закрепление) изображения на рентгенограмме После проявления снимка в его эмульсии имеется изображение исследованного объекта в виде восстановленного в различной степени металлического серебра и его невосстановленная галоидная форма. Последняя требует обязательного удаления из эмульсии, что осуществляется в процессе фиксирования рентгенограммы. Незафиксированный снимок с течением времени темнеет, изображение в нем разрушается. В составе рентгеновского фиксажа принимают участие следующие вещества: – натрий серноватистокислый (гипосульфит, тиосульфат натрия). Он играет основную роль, заключающуюся в растворении невосстановленного галоидного серебра; – натрий сернокислый (сульфит натрия) – стабилизирует гипосульфит в растворе, особенно при подкислении фиксажа; – кислоты: серная, соляная, уксусная и другие, необходимые для придания раствору фиксажа кислой среды, при которой фиксирование рентгенограммы (закрепление изображения) происходит наиболее эффективно и раствор фиксажа долго сохраняется. Такой фиксаж называется кислым. Сульфит натрия и кислоты для указанных целей могут заменяться комплексными соединениями – метабисульфитом калия или натрия. Для ускорения закрепления изображения применяется хлористый аммоний (нашатырь). Его использование позволяет в 2 раза сократить время фиксирования изображения. Фиксаж в этом случае называется кислым и быстрым. Некоторые примечания по поводу используемых веществ. Гипосульфит, химически чистый, существует в кристаллической форме, в которой он наиболее активен. При потере воды в молекуле гипосульфита («выветривании») его активность резко снижается. Это необходимо учитывать, сохраняя гипо- 141 сульфит в герметичной таре. То же относится и к метабисульфиту (калия и натрия). Сульфит натрия (натрий сернистокислый), напротив, наиболее активен в безводной форме, в виде аморфного белого порошка. Кислоты применяются в следующих пропорциях на 1 литр раствора фиксажа: концентрированная серная – 4 г или 50 мл 10% серной, или 50 мл 30% уксусной, или 40 г порошка борной кислоты. Следует иметь в виду, что концентрированная («дымящая») серная кислота требует предварительного разведения в банке с холодной водой, которая при этом резко нагревается. Рационально кислоту и сульфит натрия заменять в рецептуре фиксажа на одно вещество – метабисульфит (калия или натрия) в количестве 17 грамм на 1 литр раствора. Метабисульфит одновременно обеспечивает подкисление и длительное сохранение фиксажа. Применение хлористого аммония (нашатыря) ограничено агрессивностью раствора с его участием по отношению к материалу емкости для фиксирования рентгенограмм, за исключением легированной стали и некоторых полимеров. Его применение в фиксаже бывает необходимым при интенсивной работе нескольких рентгеновских кабинетов, обеспечиваемых одной фотолабораторией. Таким образом, наиболее эффективно по качеству закрепления изображения на рентгенограмме, скорости этого процесса, сохранности раствора, использование кислого (рН<7,0), иногда и быстрого фиксажа. В некоторых случаях, в частности, при работе в жарком климате в фиксаж добавляют алюмокалиевые или хромокалиевые квасцы (25-30 г на литр раствора), для предотвращения чрезмерного набухания эмульсии пленки и ее сползания с подложки (так называемый «дубящий» фиксаж). Рецептуры растворов фиксажа: 1. Кислый; с добавлением хлористого аммония – кислый и быстрый, успешно используемый нами (на 1 л раствора): Натрия тиосульфит кристаллический (гипосульфит) – 250 г Калия метабисульфит – 17 г Аммония хлорид – 40 г 142 Рекомендации В. В. Яковца (на 1 л раствора): 2. Фиксаж кислый: Натрия тиосульфат кристаллический – 400,0 Калия метабисульфит – 25,0 Вода до 1 литра 3. Фиксаж кислый: Натрия тиосульфат кристаллический – 400,0 Натрия сульфит кристаллический – 50,0 Кислота борная – 40,0 Вода до 1 литра 4. Кислый дубящий фиксаж: Натрия тиосульфат кристаллический – 400,0 Натрия сульфит кристаллический – 50,0 Кислота уксусная 80% – 30,0 Квасцы алюмо-калиевые – 25,0 Вода до 1 литра Правила приготовления фиксажа Для приготовления фиксажа используется две раздельные химически инертные (лучше эмалированные) емкости. В первой растворяют гипосульфит (тиосульфат натрия). Применяется вода температуры до 50–60оС, т.к. реакция эндотермическая, с быстрым поглощением тепла и раствор сразу принимает комнатную температуру. Процесс растворения гипосульфита ускоряется при помешивании раствора. Во второй емкости, меньшего объема, в воде комнатной температуры растворяют сульфит натрия или метабисульфит, помешивая, до полного растворения. При использовании в качестве сохраняющего вещества сульфита натрия, к его раствору добавляют кислоту. В случае применения концентрированной серной кислоты ее предварительно разводят в банке с холодной водой с соблюдением правил техники безопасности. Раствор сульфита натрия и кислоты выдерживают в течение 30 мин и затем медленно приливают, помешивая, к раствору гипосульфита в первую емкость. Образуется кислый фиксаж, прозрачный, слегка желтоватый, готовый для применения. При использовании метабисульфита (калия или натрия) процесс упрощается, так как кислота не требуется. В этом слу- 143 чае во второй емкости разводят метабисульфит, и его раствор при перемешивании выливается в первую емкость с гипосульфитом. Следует иметь в виду, что суммарный объем растворов в первой и второй емкостях не должен превышать объем емкости, в которой затем производится фиксирование рентгенограмм. Нельзя любую кислоту приливать сразу в первую емкость с раствором гипосульфита. В этом случае происходит его разложение с выделением свободной серы, что ощущается по специфическому запаху в помещении. Раствор гипосульфита становится непрозрачным, молочно -желтоватой окраски, непригодным для использования. При необходимости применения хлористого аммония (из расчета 40–50 г на 1 л фиксажа) его растворяют отдельно и медленно приливают к фиксажу, тщательно перемешивая весь раствор. Квасцы добавляют в готовый кислый фиксаж в виде раствора, медленно перемешивая всю жидкость. Следует отметить, что перемешивание всех ингредиентов проявителя и фиксажа до полного растворения химических веществ необходимо для качественного фотохимического процесса, оно препятствует возможному попаданию нерастворенных реактивов в эмульсию пленки и образования артефактов изображения. Периодическое перемешивание всего объема проявителя и фиксажа по мере снижения их активности способствует ее частичному восстановлению и может применяться до необходимости полной замены этих фоторастворов. Правила фиксирования рентгенограмм Фиксаж, в отличие от проявителя может использоваться сразу после его приготовления. Температура раствора фиксажа устанавливается комнатная (18–20 С), в регулировании ее нет необходимости. При интенсивной работе фотолаборатории, учитывая, что на полное отфиксирование пленки положено в 1,5-2 раза больше времени, чем на ее первоначальное осветление, фиксирование может производиться как в одной, так и последовательно в двух емкостях. В первой – предвари- 144 тельное, неполное, во второй – окончательное, до полного «просветления» рентгенограммы. Под ним понимается прозрачность и отсутствие опалесценции в наиболее «светлых» участках рентгенограммы: тень сердца, ребра, кости и т. п. При этом рентгенограмму необходимо рассматривать как в проходящем, так и в отраженном свете, при косом расположении снимка относительно лабораторного фонаря. Контроль хода фиксирования изображения предусматривает возможность уже с первого его этапа, когда образуется в эмульсии нерастворимое в воде соединение гипосульфита и невосстановленного галоидного серебра в виде молочно-белой окраски снимка, использовать обычный источник света с лампой накаливания не больше 40 Вт. Обычно это негатоскоп небольшого формата с матовым или молочным оргстеклом. Второй этап фиксирования – переход комплексного соединения гипосульфита и галоидного серебра в водорастворимую форму с выпадением этого соединения в емкость с раствором фиксажа. При этом, происходит полное «просветление» изображения, о чем сказано выше, и процесс фиксирования может считаться законченным. Фиксаж аккуратно сливают с поверхности пленки, не допуская его разбрызгивания и попадания в емкость с проявителем, и рентгенограмма в рамке переносится в емкость с проточной водой для окончательной промывки. Перефиксирования изображения, в отличие от возможного перепроявления рентгенограммы, в обычном кислом фиксаже не происходит. Иногда снимок без вреда для изображения остается в таком фиксаже в течение нескольких часов. При использовании фиксажа с добавлением хлористого аммония снимок в нем дольше положенного времени держать не рекомендуется, так как может происходить «ослабление» изображения вследствие частичного растворения восстановленного серебра этим веществом. При снижении активности фиксажа она может частично улучшаться за счет периодического перемешивания всего раствора в емкости или частичного приливания свежего фиксажа. Обычно весь фиксаж, при объеме раствора в 15–18 л, заменяется через 2–3 месяца от начала 145 его использования, учитывая значительное накопление серебросодержащих солей в нем. Для ориентировки в работоспособности фиксажа и проявителя могут использоваться пробы на рН растворов с лакмусовыми бумажками. Имеется в виду, что среда проявителя должна быть щелочная (pН>7,0), а фиксажа – кислая (pН<7,0). Окончательная промывка рентгенограммы Мы говорили о промежуточной промывке снимка, когда рентгенограмма в рамке ополаскивается в проточной воде после проявления изображения. Такая промывка необходима, чтобы остатки проявителя с поверхности пленки не попадали в фиксаж, загрязняя его, и щелочная среда проявителя не смещала в эту сторону кислую среду фиксажа. На эту промывку снимка уходит примерно 15–20 с. Окончательная промывка рентгенограммы предусматривает полное удаление из эмульсии пленки всех химических веществ и, прежде всего участвовавших в фиксировании изображения. Этот процесс эффективно может происходить только в проточной воде на протяжении не менее 25–30 мин. Используется чистая водопроводная вода комнатной температуры, при скорости ее потока не более 2–4 л в минуту, чтобы не повредить эмульсию пленки. При соблюдении этих условий происходит полная диффузия солей из эмульсии, как из полупроницаемой мембраны, в проточную воду, где содержание солей практически нулевое, и полное очищение пленки от химических соединений. В эмульсии пленки остается только восстановленное серебро в виде виртуального рентгеновского изображения. Вода должна поступать в промывочную емкость снизу, отток ее происходит в верхней части емкости. Помещаться рамки с пленкой в промывочную емкость должны аккуратно, так, чтобы не повреждалась набухшая эмульсия пленок, и они не «слипались» друг с другом. Сушка и маркировка рентгенограмм Естественная сушка рентгенограмм производится путем развешивания снимков в фотолаборатории или другом при- 146 годном для этого помещении. Обязательным условием является отсутствие сквозняка и возможности попадания на набухшую, чувствительную к любым воздействиям эмульсию посторонних частиц. Нежелательно применение для ускорения сушки вентиляторов, которые могут переносить пыль на поверхность пленки и вызвать склеивание ее листов. Естественная сушка осуществляется при комнатной температуре и длится обычно до следующего дня. Искусственная сушка рентгенограмм производится в специальных сушильных шкафах. При разнообразии конструкций общим для них является наличие принудительной системы подогрева и вентиляции воздуха, что обеспечивает ускоренную сушку рентгенограмм в течение 20–25 минут. В таких шкафах можно при использовании специальных креплений сушить и флюорографическую пленку. Временные параметры обработки рентгенограмм приведены в табл. 4.1. Таблица 4.1 Средняя продолжительность отдельных этапов фотохимической обработки рентгеновской пленки средней чувствительности (по А. Н. Кишковскому и Л. А. Тютину) Процесс Проявление Промежуточная промывка Фиксирование Окончательная промывка Сушка Продолжительность, мин Температура, °С 8,0 ± 0,5 0,5 ± 0,1 20 ± 1 20 ± 2 12,5 ± 0,8 20,0 ± 1,0 20 ± 1 20 ± 2 до полного высыхания не более 30 При необходимости экстренного высушивания снимка он может быть помещен в ванночку с 96% этиловым спиртом на 4–5 минут, который затем быстро испаряется с поверхности пленки. В последующем такая рентгенограмма для лучшей ее сохранности должна быть промыта и высушена обычным 147 способом. При этом способе происходит разбавление спирта водой, вытесняемой из эмульсии пленки. Исходная концентрация разбавленного спирта может быть восстановлена путем добавления в него сульфата кальция (гипс) или карбоната калия (поташ) с последующим повторным использованием «восстановленного» (96%) спирта для срочной сушки рентгенограмм. Важнейшим этапом окончательного оформления рентгенограмм является их маркировка. Она предусматривает нанесение на каждый снимок информации о больном и лечебном учреждении, дате исследования. Указывается номер исследования в соответствии с записью в журнале, находящемся в рентгеновском кабинете, обозначается сторона снимаемого органа. Последнее имеет особое значение, когда речь идет о снимках легких (особенно боковых рентгенограмм), почек, костей таза и других парных структур. Для того чтобы избежать ошибок при анализе снимка, имея в виду его правильное расположение на негатоскопе относительно правой и левой стороны, необходимо до проявления пленки в фотолаборатории пометить карандашом один из верхних углов снимка, чтобы, ориентируясь на эту метку, правильно расположить и отмаркировать рентгенограмму. Для этих же целей существуют буквы из просвинцованной резины – «П» – правая сторона и «Л» – левая, укладываемые на кассету с пленкой при рентгенографии в горизонтальном положении пациента. Нанесение маркировки на рентгенограмму может осуществляться в фотолаборатории до проявления пленки с помощью светомаркировочного устройства и клише, на которое наносится вся необходимая информация о пациенте. После проявления и высушивания пленки необходимая информация может быть подписана на ней с помощью серебросодержащих растворов (3% колларгол или протаргол) или специальной белой гуаши. Не углубляясь в эти вопросы, которые, как и все сказанное, должны быть известны рентгенолаборанту, подчеркнем, что результат рентгенодиагностики, осуществляемой врачом, зависит и от того, насколько он ориентирован в физико-технических основах рентгенологии и может контролировать работу своих младших сотрудников. 148 4.2. Наиболее часто встречающиеся дефекты рентгенограмм В заключение разделов о регистрации рентгеновского изображения и фотохимическом процессе в рентгенологии необходимо остановится на тех нарушениях в работе, которые приводят к дефектам изображения на рентгенограммах. Основные условия необходимые для высокоинформативной рентгенографии с возможностью длительного хранения снимков следующие: – качественная рентгеновская пленка и соответствующие усиливающие экраны; – правильно подобранные технические условия рентгенографии (мАс, кВ); – соблюдение правил установок и укладок пациентов; – отсутствие нерезкости снимка (геометрической, динамической, экранной); – правильно проведенный фотохимический процесс получения изображения на рентгенограмме. 1. При нарушении правил хранения и использования пленки в ее эмульсии могут происходить изменения, выявляющиеся затем на рентгенограммах: – фрикционная вуаль, выражающаяся в появлении в изображении «молниеподобных», ветвистых структур и участков выраженной оптической вуали (потемнение пленки). Эти изменения происходят в результате самопроизвольных электрических процессов в эмульсии при хранении коробок плашмя, одна на другой, высыхания эмульсии при «старении» пленки и т. п.; – краевая вуаль в виде черных полос различной ширины по периметру пленки свидетельствует о попадании в коробку с пленкой ионизирующего излучения; – световая вуаль, образующаяся при использовании неисправных (актиничных) лабораторных фонарей и действия на пленку других источников света; – тепловая вуаль возникает при длительном рассматривании формирующегося изображения слишком близко к лабораторному фонарю; 149 – воздушная вуаль появляется вследствие окисления проявителя, находящегося в эмульсии пленки, если ее долго держать вне проявочной емкости. Следует отметить, что все указанные выше три типа вуали могут комбинироваться, образуя более выраженную, суммарную вуаль на снимке. – появление на рентгенограмме дефектов и артефактов изображения, связанных с загрязнением кассет, пленки, усиливающих экранов, деки съемочного стола и т. п. контрастирующими веществами, другими рентгенопозитивными составами и посторонними частицами; – при неправильной сушке пленки может быть осаждение в ее эмульсии пылевых частиц; – «сползание» эмульсии с подложки пленки может происходить при ее сушке с применением вентиляторов при повышенной температуре внешней среды; – образование и «слипание» воздушных пузырей при сушке на эмульсии близко расположенных листов пленок происходит при слишком сильном потоке вентилируемого воздуха, тем более при повышенной температуре в помещении; – в дальнейшем разрывы слипшихся пузырей при высыхании пленки с необратимой порчей изображения в этих участках рентгенограммы; – «пятна незаливки» на изображении, отражающие фиксацию воздушных пузырьков на поверхности пленки в момент ее проявления; – при длительном хранении недостаточно отфиксированной и промытой пленки изображение в ней «выцветает», становится непригодным для анализа. 2. При фотохимическом процессе возможно появление других дефектов рентгенограмм: – желтые пятна и массивное окрашивание пленки в желтый цвет при использовании «старого» проявителя, слишком большого содержания сульфита натрия в проявителе, загрязнении фиксажа проявителем, использовании «старого» истощенного фиксажа, при длительном хранении недостаточно отфиксированной и промытой пленки; 150 – появление дихроической (двухцветной) вуали с окрашиванием снимков в желто-зеленый или красновато-зеленый цвет возможно при попадании фиксажа в проявитель, избытке бромистого калия в проявителе; «истощения» фиксажа, в этом случае на пленке могут появляться и сине-зеленые пятна; – при недостаточном фиксировании изображения на пленке отмечается молочно-белый фон (неполное «осветление» пленки); – при недостаточной промывке рентгенограммы на ее поверхности отмечается своеобразный беловатый (жироподобный) налет; – проявление пленки в теплом проявителе (свыше 20 С) приводит к быстрому возрастанию фотографической вуали – потемнению пленки, снижению контрастности изображения. Мы остановились на наиболее частых дефектах изображения, значимых как для ручной, так и автоматической обработки снимков. Появление любого дефекта изображения на рентгенограмме всегда требует выяснения его причины для недопущения подобных явлений в будущем. 4.3. Серебросодержащие материалы в рентгенологии Неэкспонированная рентгеновская пленка содержит серебро в виде галоидного соединения. Количество серебра в пленке на 1 м 2 в зависимости от ее типа (однослойной эмульсией или двуслойной) колеблется от 5 до 17 г. После экспонирования и проявления пленки серебро в эмульсии частично восстанавливается в металлическую форму, формируя изображение на рентгенограмме, частично переходит из эмульсии в фиксаж в виде комплексного соединения. Таким образом, серебросодержащими материалами в рентгенологии являются рентгеновская пленка, рентгенограммы и фиксаж, накапливающий значительное количество солей серебра. Общий оборот серебра в работе рентгеновских кабинетов крупного стационара за год исчисляется десятками килограммов, в масштабах страны это тонны ценного металла, запасы которого истощаются. Попытки перейти на бессереб- 151 рянные фотографические эмульсии пока не привели к приемлемым результатам. Ведущим фирмам-производителям рентгеновских фотоматериалов удалось добиться лишь снижения содержания серебра в эмульсии некоторых типов пленок при сохранении качественного рентгеновского изображения. Альтернативой использованию серебросодержащих пленок является дальнейшее развитие цифровых (дигитальных) технологий в рентгенологии с регистрацией информации на носителях, не содержащих серебро. В настоящее время в работу рентгеновских кабинетов входит обязательный сбор вторичных серебросодержащих отходов, к которым относятся бракованные и неиспользуемые рентгенограммы и флюорограммы; неэкспонированная, но не пригодная для рентгенографии пленка; обрезки рентгенограмм и пленки; отработанный фиксаж. Все указанные материалы собираются и периодически сдаются в соответствии с существующими инструкциями на производство по вторичной переработке серебросодержащих отходов. Заинтересованность персонала рентгеновского кабинета (отделения стационара), занимающегося сбором и сдачей серебросодержащих отходов, стимулируется перечислением на их счет части денег за сданное серебро. 4.4. Автоматическая фотохимическая обработка рентгенограмм Компьютерные и микропроцессорные технологии создали возможность автоматизированной фотохимической обработки рентгеновских снимков в виде законченного цикла – от загрузки в проявочную машину пленки, до выхода из нее готовой рентгенограммы. В основе этого прогрессивного метода обработки снимков лежат все те этапы фотохимического процесса, которые рассматривались в главе о ручной обработке рентгенограмм: проявление, фиксирование, промывка и высушивание пленки. Существующая в проявочном автомате система роликов последовательно перемещает снимок из одной емкости в другую, где в соответствии с заданной программой осуще- 152 ствляется весь цикл обработки пленки до конечного результата – высушивания снимка. Такая система требует тщательного соблюдения всех условий, необходимых для создания качественной рентгенограммы: – при транспортировке пленки в проявочной, фиксажной, промывочной и сушильной камерах процессора она должна находится в каждой из них строго определенное время, которое скоординировано с химическим составом и температурой используемых растворов, температурой воды для промывки пленки и воздуха в сушильной камере. В процессорах, созданных на рубеже XX–XXI веков, предусматривается возможность изменения скорости прохождения пленки в каждой из камер в соответствии с концентрацией химикатов в растворах и температурой в камерах, что позволяет получать рентгенограммы оптимального качества; – используемая в процессорах вода должна быть свободной от посторонних примесей, ее температурный режим и способы его регулирования определяются конструктивными особенностями проявочных автоматов; – раствор проявителя, используемый в автомате, имеет в своем составе все вещества, необходимые для восстановления металлического серебра из галоидной формы и качественного проведения этого процесса: проявляющие вещества, сохраняющие, ускоряющие, противовуалирующие, дубящие, – о которых подробно рассказано в разделе ручной обработки снимков. Состав проявителя определяется фирмой-производителем автомата, которая рекомендует его как оптимальный для данного типа проявочной машины. Поставляется фирмой в виде, готовом для использования; – восстановление проявителя необходимо вследствие постепенной его убыли в автомате, снижения химической активности и смещения рН проявителя в кислую сторону. Осуществляется этот процесс автоматически, путем периодической подачи восстанавливающего раствора в бак с проявителем; – фиксирование снимка, которое предусматривает полное удаление из его эмульсии всего невосстановленного галоидного серебра, чтобы не допустить дальнейшее засвечи- 153 вания (потемнение) рентгенограммы и порчу изображения. С этой целью наборы для фиксирования, предлагаемые фирмами для процессоров, имеют в своем составе все вещества, которые указаны в разделе ручной обработки снимков. По мере «истощения» фиксажа в него автоматически вводится дробными порциями «восстанавливающий» раствор для повышения активности и увеличения его объема до первоначального уровня; – промывка, необходимая для полного удаления из эмульсии пленки всех химических веществ, остающихся после проявления и фиксирования. Высокое качество промывки обеспечивает сохранность рентгенограммы при длительном хранении; – сушка пленки производится при автоматическом регулировании температуры и потока, подаваемого в процессор воздуха. Эти параметры, как и другие, закладываются в компьютер процессора фирмой-производителем проявочного автомата. Следует отметить необходимость хорошего функционирования валков в процессоре, которые при переходе пленки из одного отсека в другой отжимают растворы и воду из эмульсии пленки, обеспечивая качественную ее обработку. Весь цикл обработки пленки в современных процессорах различных конструкций занимает 45–210 с, в среднем 90 с. Для некоторых видов пленок с односторонней эмульсией, в частности маммографических, этот цикл может быть удлинен с целью получения более контрастного изображения. Процессоры подразделяются на низкой производительности, проявляющие за рабочий день небольшое количество снимков, и высокой производительности. Поддерживать стабильный режим работы первых труднее, в частности, они требуют более интенсивного режима восстановления проявителя. Общие положения для получения оптимальных результатов работы проявочных автоматов следующие: – использование соответствующих фоторастворов; – соблюдение временных параметров обработки пленки; – периодическое «восстановление» проявителя и фиксажа; 154 – соблюдение соответствующих температурных режимов; – следование инструкциям по эксплуатации процессоров; – контроль за качеством обработки пленки; – соблюдение регламента периодического профилактического осмотра, чистки и регулирования проявочного автомата. Создание проявочных автоматов (процессоров) – значительное достижение в рентгенотехнике, призванное повысить эффективность работы рентгенодиагностических кабинетов. Однако в конечном счете качество рентгенограмм зависит от многих условий, обозначенных ниже (табл. 4.2). Таблица 4.2 Качество рентгенограмм Условия проявления Отсеивающая peшетка Толщина фильтра (AI, мм) Усиливающие экраны (тип) Рентгенографическая пленка (тип) Экспозиция, мАс Выдержка Сила тока Напряжение на трубке, кВ Фокусное расстояние Толщина объекта Объект обследования Учет условий рентгенографии (по А.Н. Кишковскому и Л.А. Тютину) 4.5. Технология лазерной печати на термопроявляемых пленках Применение лазерных принтеров для воспроизведения изображения, получаемого при цифровой рентгендиагностике, КТ и МРТ, с возможностью многосторонней его компьютерной обработки, выявило значительные преимущества этой 155 методики по сравнению с традиционным фотографическим процессом, в частности: – возможность изменения контрастов изображения путем апостериорной обработки цифровой информации, что дает возможность улучшать градационые характеристики снимков; – за счет смещения массива информации по шкале экспозиций всегда находится в зоне правильной передачи плотностей виртуального лучевого изображения; – возможность произвольно усиливать «краевую» (периферическую) резкость изображения в тех участках снимка, где это необходимо для уточнения диагностики; – всегда высокое качество изображения, независимое от субъективизма исследователя; – возможность исправления ошибок экспонирования, допущенных в ходе лучевого исследования. Лазерные принтеры подразделяются на «традицион ные» – с жидкостной фотохимической обработкой галогеносеребряных пленок, и «сухие» принтеры, где в качестве регистрирующей системы используются специальные пленки – «сухое серебро», не требующие для визуализации изображения традиционного жидкостного цикла фотохимического процесса. В сухом варианте обработки пленки исключается необходимость использования химических реактивов, воды для приготовления растворов и промывания пленки, специальных затемненных фотолабораторий и других факторов, делающих традиционный фотографический процесс получения изображения трудоемким и сложным. Впервые переход к безжидкостной системе получения изображения по принципу «сухое серебро» был предложен в 1995 г. компанией «3М», использовавшей специальную пленку на лавсановой основе, где в качестве светочувствительного материала была применена композиция из серебряных солей жирных кислот и мелкозернистых частиц галогенида серебра (0,08 мкм). Лазерное экспонирование такой пленки в процессе лучевого исследования инициирует образование скрытого изображения, которое превращается в видимое при последующем нагревании пленки. Полученное таким образом вирту- 156 альное лучевое изображение характеризуется очень высоким качеством вследствие оптимального сочетания контрастности, низкой зернистости с другими его физическими свойствами, что обусловливает особую диагностическую значимость «сухого» изображения. В результате дальнейших разработок сформировалась уникальная технология термопроявляемых пленок, характеризующихся высокой стабильностью до и после «сухого» проявления. Применительно к термопроявляемым пленкам сконструированы лазерные принтеры, в частности с «непрерывным тоном изображения», полностью свободные от всех аксессуаров жидкостного фотохимического процесса (рис. 4.1). Рис. 4.1. Сравнение различных технологий лазерной печати [по С. А. Максимову, Ю. А. Бреслав] Преимущества новой технологии получения изображения, в частности разработок фирмы «Kodak» (3М, DryView), которые постепенно вытесняют жидкостные лазерные принтеры, заключаются в следующем: – отсутствует необходимость использования химических реактивов, воды и технологического оборудования, необходимого для «жидкостного» фотопроцесса; 157 – отсутствует необходимость сбора и переработки вторичных серебросодержащих отходов при использовании термопроявляемых пленок; – лазерные принтеры этого типа отличаются высокой производительностью и экологичностью, не требуют для своей работы специальных условий и помещений; – используемая пленка находится в специальных светозащитных картриджах, что упрощает работу с пленкой и снижает вероятность артефактов изображений; – возможна мультиформатная форма печати (до 24 снимков на одном листе пленки); – высокое качество беззернистого фотографического изображения на термопроявляемых пленках с непрерывными градационными характеристиками различных его оттенков. Неудивительно, что к концу ХХ века «сухие» лазерные принтеры составили более 65% всех продаваемых в мире лазерных принтеров, причем на долю моделей DryView фирмы Kodak приходится около 90% из них. В начале XXI века технология визуализации виртуального изображения, получаемого при лучевых исследованиях с использованием термопроявляемых пленок и «сухих» лазерных принтеров, является высокоэффективной и перспективной для дальнейшего использования и совершенствования. 158 ГЛАВА V. ИНФОРМАЦИОННЫЕ ТЕХНОЛОГИИ В ЛУЧЕВОЙ ДИАГНОСТИКЕ В процессе диагностики и лечения различных заболеваний крайне важна точность постановки диагноза, определяемая различными диагностическими исследованиями, в том числе методами лучевой диагностики. Для постановки окончательного диагноза или для контроля состояния пациента в динамике, врачу лучевой диагностики приходится не только анализировать изображения, но и обращаться к архивным данным. Это ведет к увеличению объемов информационных потоков. В таких условиях особую актуальность приобретают вопросы, связанные с применением в клинической практике более рациональных способов обработки информации. Опыт, накопленный как в зарубежной, так и в отечественной клинической практике, показывает высокую эффективность использования информационных технологий по сравнению с обычными, традиционными «ручными» методами ведения карт пациентов и использование пленок при работе с изображениями. Основными преимуществами информационных технологий являются: - осуществление мультимодального совмещения медицинских изображений, реконструкция и обработка трехмерных объектов; - доступность информации о пациенте различным специалистам, как в пределах клиники, так и вне ее, что в итоге 159 позволяет экономить время и средства для установления окончательного диагноза; - представление изображений в цифровом виде позволяет перейти на «безпленочные технологии», обеспечив экономию материалов и времени, затрачиваемых на изготовление пленочных твердых копий, а также экономию площадей, отводимых под архив. Полученные по методикам информационных технологий данные могут храниться без временных ограничений. 5.1. Информационные системы и стандарты представления данных В основе информационных технологий лежит концепция создания единой информационной среды отделения, предполагающая использование систем PACS (Picture Archiving and Communication System – система архивирования и передачи медицинских изображений) и RIS (Radiological Information Systems – информационная система рентгенорадиологического отделения). Указанные информационные системы взаимодействуют с информационной системой HIS (Hospital Information Systems – информационная система больницы). PACS является неотъемлемой частью оборудования отделений лучевой диагностики. Система предназначена для получения, хранения, передачи и визуализации цифровых медицинских изображении. Система обеспечивает: получение данных от диагностического оборудования различного рода, представляющего информацию в цифровом виде и соответствующего международным стандартам обмена данными; ведение базы данных, включающую в себя изображения и сопутствующую информацию; хранение большого числа изображений и быстрый доступ к ним; средства для отображения и эффективной работы с изображениями и сопутствующей информацией; одновременный доступ к изображениям, полученным в ходе различных исследований на различном оборудовании; 160 обработку изображений, облегчающую их анализ и интерпретацию; обеспечение проведения оперативных консультаций и конференций со специалистами из других медицинских подразделений. Основными компонентами системы PACS являются (рис. 5.1): 1) локальная информационная сеть отделения; 2) сервер (мощный компьютер), управляющий локальной сетью; 3) систему ведения архива, которая может включать RAIDсистемы, накопители на магнитной ленте, магнитооптических дисках (MOD), CD-ROM дисках и т. д.; 4) специализированное программное обеспечение, ведущее распределенную базу видеоданных и сопутствующей информации; 5) систему вывода информации на печать, в частности лазерными принтерами; 6) автоматизированные рабочие места (АРМ) врачей лучевой диагностики. Все находящееся в отделении лучевой диагностики диагностическое оборудование, автоматизированные рабочие места врачей, системы вывода информации на печать и т. д. объединяются в единую информационную сеть. Обмен данными по сети ведется в стандарте DICOM (Digital Imaging and Communications in Medicine – цифровые изображения и обмен ими в медицине). Данный стандарт является основным для передачи и хранения рентгенорадиологических изображений и сопутствующей медицинской информации. Его поддерживают такие крупные производители медицинской аппаратуры, как «General Electric», «Philips», «Siemens», «Toshiba», «Picker» и др. Хранение изображений и сопутствующей информации, управление потоком данных между архивом изображений, HIS, RIS и рабочими станциями PACS осуществляет распределенная база видеоданных, которая обеспечивает надежное хранение большого числа изображений и быстрый доступ 161 Рис. 5.1. Информационные системы отделения лучевой диагностики (по Т. П. Беликовой) к нужным изображениям и данным. Современные методы лучевой диагностики обладают высокой разрешающей способностью, и получаемые изображения занимают большой объем памяти. Как показывают проведенные в США исследования, в среднем за год объем информации, получаемый одним отделением лучевой диагностики, достигает 2000 Гбайт (табл. 5.1). Для сокращения затрат на хранение информации структура распределенной базы данных является двух- или трехуровневой. Чем старше информация, тем дешевле и надежней ее носитель, но время доступа достаточно большое, тогда как акту- 162 альная информация хранится на быстрых и дорогих носителях. Как только актуальность информации снижается, она передается в постоянный архив, где хранится на MOD, CD-ROM и т. д. Таблица 5.1 Форматы представления медицинских изображений и объемы информационных потоков Вид исследований Цифровая рентгенография Цифровая субстракционная ангиография КТ От 4194,30 Число Изображений за сеанс 2–4 2097,15 до 20 37,824 98 524,43 Свыше 50 Свыше 50 До 30 Свыше 20 145,496 454 104,264 410 133,144 101,008 132 33 1,456,928 1947 Размер файла, кбайт МРТ 131,07 УЗИ ПЭТ 262,14 65,54 Всего Объемы информации за год, кбайт получаемой архивируемой 935,192 820 При необходимости, врач лучевой диагностики может получать доступ ко всем интересующим его данным предыдущих исследований. Для этого делается запрос, по которому происходит поиск необходимой информации в постоянном архиве, информация копируется и передается во временный архив, где она становится доступной для обработки. Время, необходимое для передачи изображений из постоянного архива во временный, в основном определяется скоростью поиска и доступа к изображениям и составляет от нескольких секунд до десятков минут. Визуализация и обработка полученных изображений ведется на АРМ, которые позволяют обращаться к изображениям, хранящимся во временном архиве, и предоставляют средства для их обработки. 163 RIS предназначена для сбора, хранения, обработки, анализа и представления данных о рентгенорадиологических обследованиях пациентов. Она включает в себя описания изображений, заключения и диагнозы, а также предоставляет средства для написания заключений и составления различных отчетов по отделению. Система HIS является более мощной информационной системой, предполагающей объединение электронных записей о пациенте с архивами медицинских изображений, финансовой информацией, данными мониторинга с медицинских приборов, результатами работы автоматизированных лабораторий и т. д. HIS взаимодействуют со всеми информационными системами, установленными в лечебном учреждении. В зависимости от уровня компьютеризации все HIS можно разделить на пять уровней. На первом уровне реализуется автоматизация медицинских записей. Как правило, на этом уровне вносится около 50% информации о пациенте. Такие системы охватывают информацию, включающую в себя регистрацию пациента, выписки, внутрибольничные переводы, некоторые диагностические сведения, назначаемые лечебные процедуры и, в основном, служат для составления отчетности разного вида. На втором уровне HIS обрабатывает информацию, полученную от диагностических приборов. Информация может вводиться непосредственно с приборов или же посредством сканирования различного рода распечаток. На третьем уровне HIS характеризуется более широко развитой инфраструктурой ввода, обработки и хранения информации. Каждый пользователь идентифицируется при входе в систему, и ему присваивается статус, определяющий права доступа к информации. Система интегрируется с экспертными системами, обладает средствами телемедицины и играет более активную роль в процессе принятия решения. На четвертом уровне происходит интеграция HIS с информационными системами других лечебных учреждений. Такие системы обладают общегосударственной или интернациональной системой идентификации пациентов, единой системой терминологии, структуры данных, кодированием и т. д. 164 Пятый уровень информационных систем характеризуется практически неограниченным количеством источников информации о состоянии пациента. Основным стандартом обмена данными в системах HIS и RIS является HL7 (Health Level 7). Стандарт предназначен для электронного обмена информацией между различными медицинскими компьютерными приложениями как в рамках одного лечебного учреждения, так и между взаимодействующими организациями. При обмене данными как в рамках одной организации, так и, в особенности, между клиниками, страховыми компаниями и другими учреждениями здравоохранения, важным вопросом является использование единой терминологии в электронных записях о пациенте. На сегодняшний день, в клинической практике используются терминологии: SNOMED (Systematized Nomenclature of Medicine – систематизированная медицинская номенклатура) и UMLS (Unified Medical Language System – объединенная система медицинского языка). В последние годы в сфере медицины все большее значение приобретает телемедицина. Основные области ее использования – диагностика, консультация и лечение на расстоянии, обучение и обмен информацией, удаленный доступ к диагностическому оборудованию. Для проведения сеансов телемедицины используется специализированная станция с соответствующим программным обеспечением и устройство для подключения к глобальным информационным сетям. Для обеспечения защиты от постороннего доступа и конфиденциальности информации в системе ограничивается доступ к данным, ведутся протоколы, содержащие все запросы и обращения, устанавливаются пароли и криптографическая защита и т. д. 5.2. Автоматизированные рабочие места для врачей лучевой диагностики Основным назначением автоматизированных рабочих мест является визуализация изображений и обеспечение пользо- 165 вателя инструментарием для эффективного анализа и интерпретации медицинских изображений. Часто АРМ также называют рабочий станцией (workstation). Обычно они входят в состав PACS, но в ряде случаев могут подключаться непосредственно к диагностическому оборудованию. Основными требованиями к АРМ являются соответствие международным стандартам представления данных, наличие доступа к информационным системам HIS и RIS, высокая производительность и высокая разрешающая способность при отображении изображений. В состав АРМ входит персональный компьютер, монитор с высококачественным отображением медицинских изображений, интерактивные устройства для связи пользователя с компьютером (клавиатура, мышь, трекбол и др.), а также специализированное программное обеспечение. В зависимости от назначения к программной и аппаратной части к АРМ врачей лучевой диагностики могут предъявляться различные требования. Указанные АРМ можно разделить на пять групп. 1. АРМ для визуализации изображений в процессе их получения. Используются для оперативного контроля содержания и качества получаемых цифровых изображений и являются составной частью диагностического оборудования или аппаратуры, выполняющей аналого-цифровые преобразования изображений. Типичным примером такого АРМ является консоль магнитно-резонансного или компьютерного томографа. 2. АРМ для первичного просмотра изображений. Имитируют работу врача с рентгеновскими пленками на негатоскопе и обладают минимальными программными и аппаратными средствами для работы с изображением. 3. АРМ для диагностического анализа и обработки изображений. Представляют собой высокопроизводительные системы с мощным программным обеспечением. Обеспечивают врача всеми средствами, необходимыми для работы с изображениями, текстовой информацией о пациенте, и позволяют выполнять мультимодальное совмещение, вести диагностику в режиме мультимедиа. 166 4. АРМ для трехмерного представления изображений. Представляют собой высокопроизводительные графические станции, обладают мощным программным и аппаратным обеспечением и позволяют выполнять трехмерную реконструкцию исследуемых объектов и работу с ними. 5. Интеллектуальные АРМ. Помимо средств работы с изображениями содержат информацию, помогающую врачу на стадии анализа изображений, интерпретации данных при постановке диагноза. Таким образом, современная коммуникационная составляющая лучевой диагностики включает в себя целый ряд систем и программ сохранения и передачи медицинских данных. Это создает возможность постоянных и оперативных связей врачей лучевой диагностики между собой, построение различного рода информационных сетей с перспективой объединения их во Всемирную информационную сеть лучевой диагностики. 167 ЛИТЕРАТУРА Аведьян Э. Д., Емелин И. В. Телерадиология // Кремлевская медицина. Клинический вестник. – 2002. – №2. – С.87–92. Аничков А. Д., Трофимова Т. Н., Полонский Ю. З., Низковолос В. Б., Халиков А. Д., Облепян А. В. Использование магнитно-резонансной томографии в стереотаксической нейрохирургии: учебное пособие. – СПб. : Издательский дом СПб МАПО, 2004. – 21 с. Ахадов Т. А., Панов В. О., Айхофф У. Магнитно-резонансная томография позвоночника и спинного мозга. – М., 2000. – 748 с. Белова И. Б., Китаев В. М. Цифровые технологии получения рентгеновского изображения: принцип формирования и типы (обзор литературы) // Медицинская визуализация. – 2000.– №1.– С. 33–40. Васильев А. Ю., Витько Н. К., Буковская Ю. В. Спиральная компьютерная томография в диагностике повреждений голеностопного сустава и стопы. – М., 2003. – 141 с. Гуржиев А. Н. ЗАО «Рентгенпром» – Современное флюорографическое оборудование // Медицинский бизнес. – 2003. – № 9–10. – С. 50–53. Кац Д. С., Мас К. Р., Гроскин С. А. Секреты рентгенологии : пер с англ. – М. – СПб. : «Издательство Бином» – «Издательство Диалект», 2003. – 704 с. Иванов В. А., Суворов А. С., Полонский Ю. З., Трофимова Т. Н. Методы лучевой диагностики и информационные технологии 168 в клинической практике. Компьютерная томография : учебное пособие. – СПб. : Издательский дом СПбМАПО, 2001. – 25 с. Иванов В. А., Суворов А. С., Полонский Ю. З., Трофимова Т. Н. Методы лучевой диагностики и информационные технологии в клинической практике. Магнитно-резонансная томография : Учебное пособие. – СПб. : Издательский дом СПбМАПО, 2001. – 40 с. Коновалов А. Н., Корниенко В. Н., Пронин И. Н. Нейрорентгенология детского возраста. – М. : Антидор, 2001. – 456 с. Линденбратен Л. Д., Королюк И. П. Медицинская радиология : учебник для ВУЗов. – 2-е изд. – М. : Медицина, 2000. – 672 с. Лучевая анатомия человека / под ред. Т. Н. Трофимовой. – СПб. : Издательский дом СПбМАПО, 2005. – 496 с. Максимов С. А., Бреслав Ю. А. Мультиформатные лазерные камеры с термопроявлением пленок Dry View // Медицинская визуализация. – 2000. – № 1. – С.47–56. Марусина М. Я. Казначеева А. О. Современные виды томографии : учебное пособие. – СПб. : СПбГУ ИТМО, 2006. – 152 с. Михайлов А. Н. Рентгенологическая энциклопедия. – Минск : Бел. навука, 2004. – 591с. Морозов М. А. Современная диагностическая и лечебная аппаратура. – СПб. : ООО «ИПК-КОСТА», 2006. – 144 с. Паслер Ф. А. Рентгенодиагностика в практике стоматолога : пер. с нем. – М. : Медпресс-информ, 2007. – 352 с. Прокоп М. Спиральная и многослойная компьютерная томография : учебное пособие : в 2 т. ; пер. с англ. – М. : Медпресс-информ, 2006. – Т. 1. – 416 с. Сборник учебных пособий по актуальным вопросам лучевой диагностики и лучевой терапии. – СПб. : Элби-СПб, 2004. – 272 с. Трофимова Т. Н., Шарова Л. Е., Ицкович И. Э., Голимбиевская Т. А., Ананьева Н. И., Назинкина Ю. В., Парижский З. М., Бельчикова Н. С., Карпенко А. К., Васильков Ю. В., Халиков А. Д., Богданова Е. О., Александров К. Ю., Овчарен- 169 ко А. Б. Методические основы лучевой диагностики в работе врача общей практики (центральная нервная система, костно-суставная система, органы грудной клетки, брюшной полости и малого таза) : учебное пособие. – СПб. : Издательский дом СПбМАПО, 2004. – 40 с. Тюрин И. Е. Компьютерная томография органов грудной полости. – СПб. : Элби-СПб, 2003. – 371 с. Хофер М. Компьютерная томография. Базовое руководство. – М. : Мед. лит., 2006. – 208 с. Чибисова М. А., Дударев А. Л., Кураскуа А. А. Лучевая диагностика в амбулаторной стоматологии. – СПб. : Санкт-Петербургский институт стоматологии, 2002. – 368 с. Яковец В. В. Руководство для рентгенолаборантов. – СПб. : Гиппократ, 2002. – 352 с. Яковец В. В. Рентгенодиагностика заболеваний органов головы, шеи и груди. – СПб. : Гиппократ, 2002. – 576 с. Haaga J. R. Computed tomography and magnetic – resonance imaging of the whole body. – Mosby, 2003. – 2229 p. Moeller T. D., Reif E. Normal findings in CT and MRI. – Stuttgart : Thieme, 2000. – 250 p. Peterson H. The Encyclopedia of Medical Imaging . – Nycomed Amersham, 2002. – T. 2. – 433 p. Shelloc F. G. Magnetic resonance safety update 2002: implants and devices // J. of magnetic resonance imaging. – 2002. – Vol. 16. – P. 485-496. 170 Приложение ТЕСТОВЫЕ ЗАДАНИЯ ДЛЯ ПРОВЕРКИ УСВОЕНИЯ МАТЕРИАЛА Раздел: Физико-технические основы рентгенологии 1. РЕНТГЕНОВСКОЕ ИЗЛУЧЕНИЕ ПРЕДСТАВЛЯЕТ СОБОЙ: а – гамма-излучение б – ультрафиолетовое излучение в – альфа-излучение г – бета-излучение д – электромагнитное излучение 2. КАТОД РЕНТГЕНОВСКОЙ ТРУБКИ ИСПУСКАЕТ: а – инфракрасные лучи б – гамма-излучение в – тепловые электроны г – альфа- и бета-излучение д – нейтроны 3. АНОД РЕНТГЕНОВСКОЙ ТРУБКИ ИСПУСКАЕТ: а – нейтроны б – ультрафиолетовые лучи в – поток фотонов г – радиоволны д – ничего не испускает 4. ЭФФЕКТИВНЫЙ ФОКУС РЕНТГЕНОВСКОЙ ТРУБКИ РАСПОЛАГАЕТСЯ: а – на катоде б – на стекле трубки в – на защитном кожухе г – на аноде д – несуществующее понятие 5. ПОНЯТИЕ «мАc» ОПРЕДЕЛЯЕТ: а – скорость вращения анода трубки б – способ охлаждения трубки в – степень защиты от излучения г – экспозицию д – ничего не определяет 6. СИМВОЛ «кВ» ВЫРАЖАЕТ: а – количество фокусов трубки 171 б – трубку в зажитном кожухе в – масляное охлаждение трубки г – высокое напряжение на трубке д – ничего не выражает 7. «ЖЕСТКОСТЬ» РЕНТГЕНОВСКОГО ИЗЛУЧЕНИЯ ВОЗРАСТАЕТ ПРИ: а – увеличении параметра «мАc» б – использование двуфокусной трубки в – использование вращающегося анода г – увеличение параметра «кВ» д – несуществующее понятие 8. СЕНСИБИЛИЗИРОВАННАЯ РЕНТГЕНОВСКАЯ ПЛЕНКА ЧУВСТВИТЕЛЬНА: а – только к рентгеновским лучам б – только к оранжево-красным лучам в – только к голубым и сине-фиолетовым лучам г – только к желто-зеленым лучам д – к рентгеновским лучам и всему спектру видимого света 9. «ОБРАТНЫЙ РЕНТГЕН» (Р-1), ПРЕДСТАВЛЯЕТ СОБОЙ: а – единицу мощности рентгеновского излучения б – единицу чувствительности рентгеновской пленки в – единицу контрастности изображения г – единицу экспозиции д – дозиметрическую величину 10. ЗЕЛЕНОЧУВСТВИТЕЛЬНАЯ РЕНТГЕНОВСКАЯ ПЛЕНКА: а – сужает спектральную чувствительность пленки б – расширяет спектр за счет оранжево-красных лучей в – расширяет спектр за счет сине-фиолетовых лучей г – расширяет спектр за счет зеленых лучей д – не изменяет спектральную чувствительность бромосеребряной пленки 11. УСИЛИВАЮЩИЕ ЭКРАНЫ ПРЕДНАЗНАЧЕНЫ ДЛЯ: а – плотного прижатия пленки внутри кассеты б – увеличение эмиссии рентгеновского излучения в – инициирование потока световых квантов внутри кассеты г – используются только с зеленочувствительной пленкой д – в современной рентгенологии не используются 172 12. ДЛЯ УМЕНЬШЕНИЯ ВЛИЯНИЯ РАССЕЯННОГО ИЗЛУЧЕНИЯ ИСПОЛЬЗУЕТСЯ: а – только тубуса б – только отсеивающие решетки в – только плоские диафрагмы г – только глубинные диафрагмы д – все вышеперечисленное 13. ФУНКЦИЯ ЭОПа ЗАКЛЮЧАЕТСЯ ТОЛЬКО: а – в увеличении яркости изображения б – в уменьшении лучевой нагрузки в – возможности регистрации изображения на различных твердых копиях г – в анализе изображения без темновой адаптации д – все вышеперечисленное 14. КЛАССИЧЕСКАЯ ЛИНЕЙНАЯ ТОМОГРАФИЯ ЗАКЛЮЧАЕТСЯ: а – в перемещении снимочного стола относительно пленки б – перемещение пленки относительно стола в – перемещение рентгеновской трубки относительно пациента г – перемещение трубки и пленки в противоположных направлениях без перемещения пациента д – то же, но с одновременным перемещением пациента 15. ЦИФРОВАЯ РЕНТГЕНОГРАФИЯ: а – увеличивает лучевую нагрузку б – увеличивает расход пленки и реактивов в – увеличивает время исследования г – позволяет сохранять изображение и архивировать его на жесткие диски д – не позволяет модулировать контрастность и яркость изображения и проводить другую его апостериорную обработку 16. СУММАРНАЯ НЕРЕЗКОСТЬ ВЫРАЖАЕТ: а – только геометрическую нерезкость б – только экранную в – только динамическую г – все вышеперечисленное д – ничего не выражает 17. НЕГАТОСКОП: а – астрономический прибор 173 б – деталь рентгеновского аппарата в – лабораторный фонарь г – устройство для анализа рентгенограмм д – синоним флюороскопа 18. КАТЕГОРИИ ЛЮДЕЙ, ОТНОСИТЕЛЬНО КОНТАКТА С ИОНИЗИРУЮЩИМ ИЗЛУЧЕНИЕМ (ИИ) ДЕЛЯТСЯ НА: а – группа «А» – все население б – группа «Б» – находящиеся по условиям работы в сфере воздействия ионизирующего излучения в – группа «В» – работающие непосредственно с источниками ионизирующего излучения г – группа «Г» – врачи-рентгенологи и рентгенолаборанты д – группа «Д» – врачи-радиологи. Раздел: Физико-технические томографии основы компьютерной 1. УКАЖИТЕ БЛОК, РАСПОЛОЖЕННЫЙ ВНЕ ГЕНТРИ КОМПЬЮТЕРНОГО ТОМОГРАФА: а – рентгеновская трубка и система охлаждения б – детекторная система в – коллимирующая система г – контроллер трубки д – высоковольтный генератор 2. КОМПЬЮТЕРНАЯ СИСТЕМА КТ-СКАНЕРА ПРЕДНАЗНАЧЕНА ДЛЯ: а – управления блоками томографа, сбора, обработки и хранения данных б – идентификации пациента, отображения изображений и их обработки в – обеспечения трубки необходимой энергией г – выполнения преобразования Радона д – измерения интенсивности излучения 3. КОНСОЛЬ ОПЕРАТОРА КТ-СКАНЕРА ПРЕДНАЗНАЧЕНА ДЛЯ: а – управления блоками томографа, сбора, обработки и хранения данных б – идентификации пациента, отображения изображений и их обработки в – обеспечения трубки необходимой энергией 174 г – выполнения преобразования Радона д – измерения интенсивности излучения 4. ДЕТЕКТОРЫ КТ-СКАНЕРА РЕГИСТРИРУЮТ: а – ослабление излучения при прохождении через объект б – электрический сигнал в – плотность исследуемого объекта в единицах Хаунсфилда г – количество фотонов, поглощенных веществом д – значение пиксела изображения 5. СИСТЕМА КОЛЛИМИРОВАНИЯ ПРЕДНАЗНАЧЕНА ДЛЯ: а – фильтрации излучения б – регистрации данных в – выбора режима работы г – формирования пучка параллельных лучей и определения толщины среза д – определения толщины среза 6. СООТНОШЕНИЕ МЕЖДУ КОЭФФИЦИЕНТОМ ЛИНЕЙНОГО ОСЛАБЛЕНИЯ МАТЕРИАЛА И СООТВЕТСТВУЮЩЕЙ ЕДИНИЦЕЙ ХАУНСФИЛД РАССЧИТЫВАЕТСЯ ОТНОСИТЕЛЬНО КОЭФФИЦИЕНТА ОСЛАБЛЕНИЯ: а – воды б – воздуха в – жира г – стекла д – эталона плотности вещества 7. КОМПЬЮТЕРНЫЕ ТОМОГРАФЫ ПОДРАЗДЕЛЯЮТ НА ПОКОЛЕНИЯ В ЗАВИСИМОСТИ ОТ: а – конструктивного расположения источника излучения и детекторной системы б – вида рентгеновской трубки в – количества детекторов г – типа регистрирующих элементов и источника излучения д – минимальной толщины среза 8. ТЕХНОЛОГИЯ СПИРАЛЬНОГО СКАНИРОВАНИЯ БЫЛА РАЗРАБОТАНА И ЗАПАТЕНТОВАНА ФИРМОЙ: а – «Toshiba» б – «General Electric» в – «Philips» г – «Hitachi» д – «Siemens» 175 9. ПОЯВЛЕНИЕ СПИРАЛЬНОГО СКАНИРОВАНИЯ СТАЛО ВОЗМОЖНЫМ БЛАГОДАРЯ КОНСТРУКТИВНОМУ ИСПОЛЬЗОВАНИЮ В КТ-СКАНЕРЕ: а – кольца скольжения при подведении напряжения б – альтернативного источника питания в – нескольких детекторных рядов в системе сбора данных г – высоковольтных генераторов д – нового программного обеспечения 10. В ЭЛЕКТРОННО-ЛУЧЕВОЙ КОМПЬЮТЕРНОЙ ТОМОГРАФИИ ДЛЯ СОЗДАНИЯ НАПРАВЛЕННОГО ПОТОКА ЭЛЕКТРОНОВ СЛУЖИТ: а – ренгеновская трубка б – вольфрамовая нить в – электроннолучевая пушка г – вольфрамовая мишень д – магнитные фокусирующие катушки 11. ВИРТУАЛЬНАЯ АНГИОСКОПИЯ ПРЕДСТАВЛЯЕТ СОБОЙ ОБЪЕДИНЕНИЕ МЕТОДИК ОБЪЕМНОГО РЕНДЕРИНГА И: а – реконструкции с затененной наружной поверхностью б – проекции максимальной интенсивности; в – многоплоскостной реконструкции; г – объемного проецирования; д – проекция минимальной интенсивности. Раздел: Физико-технические основы магнитно-резонансной томографии 1. МАГНИТНО-РЕЗОНАНСНЫЕ ТОМОГРАФЫ КЛАССИФИЦИРУЮТ: а – по принципу формирования магнитного поля б – по степени использования систем охлаждения в – по силе тока в соленоиде г – по весу томографа д – по габаритам системы 2. В ПОСТОЯННЫХ ТОМОГРАФАХ МАГНИТНОЕ ПОЛЕ СОЗДАЕТСЯ: а – соленоидом, по которому протекает постоянный ток б – сплавом с ферромагнитными свойствами в – планарными катушками г – проводником с током при постоянной температуре д – двумя полюсами магнита 176 3. НЕДОСТАТКОМ ТОМОГРАФОВ НА ПОСТОЯННЫХ МАГНИТАХ ЯВЛЯЕТСЯ: а – большой вес систем б – необходимость мощной системы охлаждения в – использование криогенных веществ г – необходимость мощного источника питания системы д – форма источника магнитного поля 4. В РЕЗИСТИВНЫХ ТОМОГРАФАХ МАГНИТНОЕ ПОЛЕ СОЗДАЕТСЯ: а – соленоидом, по которому протекает ток определенной величины б – цилиндром из магнитного сплава в – проводниками с током г – сверхпроводящим сплавом д – ферромагнитным сплавом, окруженным проводником с током 5. НЕДОСТАТКОМ ТОМОГРАФОВ НА РЕЗИСТИВНЫХ МАГНИТАХ ЯВЛЯЕТСЯ: а – невозможность создания систем с открытым пространством для пациента б – необходимость мощной системы охлаждения в – необходимость подстройки силы тока для каждого нового исследования г – создание только закрытых систем д – невозможность использования некоторых классических протоколов обследования 6. В СВЕРХПРОВОДЯЩИХ ТОМОГРАФАХ ОСНОВНОЕ МАГНИТНОЕ ПОЛЕ СОЗДАЕТСЯ: а – катушками из сверхпроводящего проводника б – двумя планарными катушками с постоянным током в – катушкой Максвелла г – сверхпроводником с током и ферромагнитным сплавом д – катушкой Гельмгольца 7. ГРАДИЕНТНАЯ ПОДСИСТЕМА ПРЕДНАЗНАЧЕНА ДЛЯ: а – обеспечения пространственной локализации сигнала б – подачи импульсов на градиентную катушку в – создания радиочастотного поля г – коррекции соотношения сигнал/шум д – создания однородного постоянного поля 177 ца 8. РАДИОЧАСТОТНЫЕ КАТУШКИ ПРЕДНАЗНАЧЕНЫ ДЛЯ: а – формирования градиентных магнитных полей б – управления шиммирующими катушками в – передачи и регистрации РЧ-сигнала от исследуемого образ- г – создания высокооднородного поля вокруг исследуемой анатомической области д – оптимизации протокола исследования 9. ШИММИРУЮЩИЕ КАТУШКИ ПРЕДНАЗНАЧЕНЫ ДЛЯ: а – активной коррекции однородности основного магнитного поля б – создания поперечных градиентных полей в – создания РЧ-полей г – экранирования магнита д – регистрации МР-сигнала 10. В МР-ТОМОГРАФИИ РЕГИСТРАЦИЯ СИГНАЛА ПРОИСХОДИТ ОТ ЯДЕР, ОБЛАДАЮЩИХ: а – спином б – магнитным моментом в – свободными протонами г – спином и магнитным моментом д – дробным спиновым квантовым числом 11. ПРОЦЕСС СПИН-РЕШЕТОЧНОЙ РЕЛАКСАЦИИ ХАРАКТЕРИЗУЕТСЯ: а – временем продольной релаксации б – временем поперечной релаксации в – количеством протонов в единице объема ткани г – процессами диффузии д – временем затухания сигнала. 12. ПРОЦЕСС СПИН-СПИНОВОЙ РЕЛАКСАЦИИ ХАРАКТЕРИЗУЕТСЯ: а – временем продольной релаксации б – временем поперечной релаксации в – количеством протонов в единице объема ткани г – процессами диффузии д – временем затухания сигнала 13. ОСОБЕННОСТЬ ПОСЛЕДОВАТЕЛЬНОСТЕЙ «СПИНЭХО» ЗАКЛЮЧАЕТСЯ В: а – подаче дополнительного инвертирующего импульса б – использовании пары биполярных градиентных импульсов 178 в – использовании пары РЧ-импульсов (90- и 180-градусного) г – использовании набора мощных знакопеременных импульсов д – подавлении сигнала от стационарных тканей 14. ОСОБЕННОСТЬ ПОСЛЕДОВАТЕЛЬНОСТЕЙ «ИНВЕРСИЯ-ВОССТАНОВЛЕНИЯ» ЗАКЛЮЧАЕТСЯ В: а – подаче дополнительного инвертирующего импульса б – использовании пары биполярных градиентных импульсов в – использовании пары РЧ-импульсов (90- и 180-градусного) г – использовании набора мощных знакопеременных импульсов д – подавлении сигнала от стационарных тканей 15. ОСОБЕННОСТЬ ПОСЛЕДОВАТЕЛЬНОСТЕЙ «ГРАДИЕНТНОЕ ЭХО» ЗАКЛЮЧАЕТСЯ В: а – подаче дополнительного инвертирующего импульса б – использовании пары биполярных градиентных импульсов в – использовании пары РЧ-импульсов (90- и 180-градусного) г – использовании набора мощных знакопеременных импульсов д – подавлении сигнала от стационарных тканей 16. ОСОБЕННОСТЬ ПОСЛЕДОВАТЕЛЬНОСТЕЙ EPI ЗАКЛЮЧАЕТСЯ В: а – подаче дополнительного инвертирующего импульса б – использовании пары биполярных градиентных импульсов в – использовании пары РЧ-импульсов (90- и 180-градусного) г – использовании набора мощных знакопеременных импульсов д – подавлении сигнала от стационарных тканей 17. В ОСНОВЕ TOF-АНГИОГРАФИИ ЛЕЖИТ: а – подавление сигнала от стационарных тканей б – регистрация сигнала от сосудов с высокой скоростью кровотока в – изменения фазы поперечной намагниченности между движущейся кровью и стационарными тканями г – использование больших объемов контрастного вещества д – использование сочетания контрастного усиления и последовательности, чувствительной к движущимся тканям 18. В ОСНОВЕ PC-АНГИОГРАФИИ ЛЕЖИТ: а – подавление сигнала от стационарных тканей б – регистрация сигнала от сосудов с высокой скоростью кровотока в – изменения фазы поперечной намагниченности между движущейся кровью и стационарными тканями 179 г – использование больших объемов контрастирующего вещества д – использование сочетания контрастного усиления и последовательности, чувствительной к движущимся тканям Раздел: Фотографический процесс в лучевой диагностике 1. МЕТОЛ: а – проявляющее вещество б – закрепляющее вещество в – противовуалирующее вещество г – ускоряющее проявление вещество д – не имеет отношения к проявлению 2. ГИДРОХИНОН: а – проявляющее вещество б – закрепляющее вещество в – противовуалирующее вещество г – ускоряющее проявление вещество д – не имеет отношения к проявлению 3. СУЛЬФИТ НАТРИЯ (НАТРИЙ СЕРНИСТОКИСЛЫЙ): а – ускоряет проявление б – закрепляет изображение в – сохраняет проявитель г – не используется в проявителе д – такого вещества не существует 4. УГЛЕКИСЛЫЙ НАТРИЙ (КАЛЬЦИНИРОВАННАЯ СОДА): а – не используется в проявителе б – противовуалирующее вещество в – ускоряет проявление г – закрепляет изображение д – поддерживает кислую среду в проявителе 5. БЕНЗОТРИАЗОЛ: а – ускоряющее вещество б – проявляющее вещество в – закрепляющее вещество г – противовуалирующее вещество д – никогда не используется в проявителе 6. ПРИГОТОВЛЕНИЕ ПРОЯВИТЕЛЯ: а – каждое вещество растворяется отдельно б – сначала растворяется ускоряющее вещество 180 в – сначала противовуалирующее вещество г – сначала проявляющие вещества д – сначала растворяют часть сохраняющего вещества 7. ПРОЯВИТЕЛЬ ИСПОЛЬЗУЕТСЯ: а – сразу после его приготовления б – на следующий день в – через 1 час после приготовления г – через 2 дня д – через 3 дня 8. РЕНТГЕНОГРАММУ ПРИ «РУЧНОЙ ОБРАБОТКЕ» ПРОЯВЛЯЮТ: а – 1 минуту б – 3 минуты в – при визуальном контроле изображения г – 10 минут д – 15 минут 9. ПРИ СВЕТЕ ТЕМНО-КРАСНОГО ФОНАРЯ МОЖНО ПРОЯВЛЯТЬ: а – флюорографическую пленку б – сенсибилизированную пленку в – нельзя использовать вообще г – несенсибилизированные пленки д – только цветные фотопленки 10. РАБОЧАЯ ТЕМПЕРАТУРА ПРОЯВИТЕЛЯ ДОЛЖНА ВЫДЕРЖИВАТЬСЯ В ПРЕДЕЛАХ: а – 12-14 ºС б – 15-16 ºС в – 18-20 ºС г – 24-26 ºС д – не имеет значение 11. ВОССТАНОВЛЕНИЕ РАСТВОРОВ: а – никогда не производится б – восстанавливается только фиксаж в – проявитель может частично восстанавливаться г – производится полная замена проявителя восстановителем д – восстановление всегда ухудшает работу проявителя 12. НАТРИЙ СЕРНОВАТИСТОКИСЛЫЙ (ГИПОСУЛЬФИТ, ТИОСУЛЬФАТ НАТРИЯ): а – фиксирующее вещество 181 б – проявляющее вещество в – противовуалирующее вещество г – ускоряющее вещество д – вообще не используется 13. ПОДКИСЛЕНИЕ ФИКСАЖА: а – используется только 10 % соляная кислота б – используется только уксусная кислота в – используется только концентрированная серная кислота г – используется только раствор борной кислоты д - могут использоваться различные кислоты 14. МЕТАБИСУЛЬФИТ КАЛИЯ (НАТРИЯ): а – не используется в фиксаже б – используется только совместно с кислотами в – используется в фиксаже вместо кислот и сульфита г – используется совместно с бензотриазолом д – является противовуалирующим веществом 15. ПРИГОТОВЛЕНИЕ ФИКСАЖА ПРОИЗВОДИТСЯ: а – все вещества растворяются в одной емкости б – каждое вещество в отдельной емкости в – в 2-х раздельных емкостях г – в 4-х раздельных емкостях д – не имеет значение, каким образом 16. ЗАКРЕПЛЕНИЕ ИЗОБРАЖЕНИЯ ПРОИЗВОДЯТ ПРИ ТЕМПЕРАТУРЕ ФИКСАЖА: а – 12 ºС б – 14 ºС в – 16 ºС г – соответствуюшей температуре в фотолаборатории д – 24 ºС е – 26 ºС 17. ФИКСИРОВАНИЕ ПРОИЗВОДИТСЯ: а – 1 минуту б – 2 минуты в – 3 минуты г - по времени проявления пленки д – в 1,5-2 раза дольше времени проявления пленки 18. ОКОНЧАТЕЛЬНАЯ ПРОМЫВКА РЕНТГЕНОГРАММ ПРОИЗВОДИТСЯ: а – 2 минуты 182 б – 5 минут в – 10 минут г – не обязательна д – 25-30 минут 19. АВТОМАТИЧЕСКОЕ ПРОЯВЛЕНИЕ РЕНТГЕНОГРАММ: а – не производится б – возможно в специальных процессорах в виде полного цикла в – в двух разных процессорах г – осуществляется в процессорах частично д – процессорное только для термопроявляемой пленки 20. ЛАЗЕРНАЯ ПЕЧАТЬ НА ТЕРМОПРОЯВЛЯЕМЫХ ПЛЕНКАХ НЕ ПОЗВОЛЯЕТ: а – находиться в зоне правильной передачи плотностей виртуального изображения б – усиливать «краевую» (периферическую) резкость изображения в – получить высокое качество изображения г – исправлять ошибки экспонирования пленки д – использовать химические растворы для фотообработки пленки 21. ФРИКЦИОННАЯ ВУАЛЬ НА РЕНТГЕНОВСКОМ СНИМКЕ СИНОНИМ: а – световой вуали б – тепловой вуали в – воздушной вуали г – краевой вуали д – существует само по себе 22. ПЯТНА «НЕЗАЛИВКИ» НА РЕНТГЕНОГРАММЕ ОТРАЖАЮТ: а – пузырьки воздуха при проявлении пленки б – нарушение правил приготовления проявителя в – нарушение правил приготовления фиксажа г – нарушение правил окончательной промывки пленки д – несуществующее понятие 23. ДИХРОИЧНАЯ (ДВУХЦВЕТНАЯ) ВУАЛЬ ВОЗНИКАЕТ: а – при недостатке калия в проявителе б – в свежем фиксаже в – при попадании проявителя в фиксаж 183 г – при попадании фиксажа в проявитель д – несуществующее понятие 24. ФОТОГРАФИЧЕСКАЯ ВУАЛЬ ОТРАЖАЕТ: а – степень общего потемнения пленки при ее проявлении б – фрагментарное потемнение пленки в – просветление пленки г – цветовое окрашивание пленки д – несуществующее понятие 25. СЕРЕБРОСОДЕРЖАЩИЕ ОТХОДЫ В РЕНТГЕНОЛОГИИ ОБРАЗУЮТСЯ: а – в проявителе б – только в обрезках рентгеновской пленки в – в промывочной воде г – в фиксаже и отходах рентгеновской пленки д – не образуются 26. АЛЬТЕРНАТИВОЙ СЕРЕБРОСОДЕРЖАЩИХ РЕНТГЕНОВСКИХ ПЛЕНОК ЯВЛЯЕТСЯ: а – флюорографические пленки б – термопроявляемые лазерные пленки в – зеленочувствительные пленки г – сенсибилизированные пленки д – цифровые (дигитальные) технологии Раздел: Информационные технологии в лучевой диагностике 1. СИСТЕМА PACS ПРЕДНАЗНАЧЕНА ДЛЯ: а – стандартизации данных в лучевой диагностике б – архивирования и передачи медицинских изображений в – обмена заключениями в больничной среде г – создания электронных копий историй болезни д – создания информационной системы отделения лучевой диагностики, связанной с больничной системой 2. КАКОЙ ФОРМАТ В НАСТОЯЩЕЕ ВРЕМЯ ПОДДЕРЖИВАЕТСЯ ВСЕМИ КРУПНЫМИ ПРОИЗВОДИТЕЛЯМИ МЕДИЦИНСКОЙ ТЕХНИКИ: а – DICOM 3.0 б – JPEG в – SIENET г – HL7 д – BMP 184 3. ОСНОВНЫМ СТАНДАРТОМ ДЛЯ ОБМЕНА ДАННЫМИ В СИСТЕМАХ HIS/RIS ЯВЛЯЕТСЯ: а – DICOM 3.0 б – JPEG в – SIENET г – HL7 д – BMP 4. СИСТЕМА RIS ПРЕДНАЗНАЧЕНА ДЛЯ: а – сбора, хранения, обработки, анализа и представления данных об обследованиях пациентов б – хранения диагнозов пациентов и написания заключений в – хранения финансовой информации г – создание архива изображений д – интеграции диагностического оборудования и больничной системы 5. СИСТЕМА HIS ПРЕДНАЗНАЧЕНА ДЛЯ: а – сбора, хранения, обработки, анализа и представления данных об обследованиях пациентов б – объединения электронных записей о пациенте, архива изображений, взаимодействия с информационными системами больницы в – ведения историй болезни г – хранения финансовой информации д – автоматизации медицинских записей 6. ФОРМАТ DICOM ПРЕДНАЗНАЧЕН ДЛЯ: а – стандартизации данных в лучевой диагностике б – архивирования и передачи медицинских изображений в – обмена заключениями в больничной среде г – передачи данных по сетям д – создания информационной системы отделения лучевой диагностики, связанной с больничной системой 7. ХРАНЕНИЕ ИЗОБРАЖЕНИЙ И СОПУТСТВУЮЩЕЙ ИНФОРМАЦИИ, УПРАВЛЕНИЕ ПОТОКОМ ДАННЫХ МЕЖДУ АРХИВОМ ИЗОБРАЖЕНИЙ, HIS, RIS И РАБОЧИМИ СТАНЦИЯМИ PACS ОСУЩЕСТВЛЯЕТСЯ: а – распределенной базой данных б – RAID-системой в – сервером, управляющий локальной сетью г – коммутаторами и маршрутизаторами (типа router) д – автоматизированными рабочими местами 185 8. НАЗНАЧЕНИЕМ АРМ ЯВЛЯЕТСЯ: а – обеспечение пользователя инструментами для анализа и интерпретации изображений б – визуализация изображений в – хранение данных г – автоматизация процесса диагностики д – выполнение трехмерных реконструкций исследуемых объектов и работа с ними в интерактивном режиме 9. ТЕЛЕМЕДИЦИНА ИСПОЛЬЗУЕТСЯ ДЛЯ: а – проведения удаленных консультаций, обучения и обмена информацией б – подключения к глобальным информационным сетям в – предоставления удаленного доступа к оборудованию г – доступа в Интернет д – лечения на расстоянии ОТВЕТЫ Раздел: Физико-технические основы рентгенологии 1–д 2–в 3–в 4–г 5–г 6–г 7–г 8–д 9–б 10 – г 11 – в 12 – д 13 – д 14 – г 15 – г 16 – г 17 – г 18 – б Раздел: Физико-технические основы компьютерной томографии 1–д 2–а 186 3–б 4–а 5–г 6–а 7–а 8–а 9–а 10 – в 11 – а Раздел: Физико-технические томографии 1–а 2–б 3–а 4–а 5–б 6–а 7–а 8–в 9–а 10 – г 11 – а 12 – б 13 – в 14 – а 15 – б 16 – б 17 – а 18 – в основы магнитно-резонансной Раздел: Фотографический процесс в лучевой диагностике 1–а 2–а 3–в 4–в 5–г 6–д 7–б 8–в 9–г 10 – в 187 11 – в 12 – а 13 – д 14 – в 15 – в 16 – г 17 – д 18 – д 19 – б 20 – д 21 – д 22 – а 23 – г 24 – а 25 – г 26 – д Раздел: Информационные технологии в лучевой диагностике 1–б 2–а 3–г 4–а 5–б 6–а 7–а 8–а 9–а Т. Н. Трофимова, З. М. Парижский, А. С. Суворов, А. О. Казначеева ФИЗИКО-ТЕХНИЧЕСКИЕ ОСНОВЫ РЕНТГЕНОЛОГИИ, КОМПЬЮТЕРНОЙ И МАГНИТНО-РЕЗОНАНСНОЙ ТОМОГРАФИИ. ФОТОПРОЦЕСС И ИНФОРМАЦИОННЫЕ ТЕХНОЛОГИИ В ЛУЧЕВОЙ ДИАГНОСТИКЕ Учебное пособие для врачей - слушателей Подписано в печать 26.04.2007. Формат бумаги 60841/16. Бумага офсетная. Гарнитура Школьная. Печать офсетная. Усл. печ. л. 12,0. Тираж 1000 экз. Заказ № 275. Санкт-Петербург, Издательский дом СПбМАПО 191015, Санкт-Петербург, Кирочная ул., д. 41.
