Основы лучевой диагностики и терапии

Терновой Сергей Константинович- академик РАМН, доктор медицинских наук, профессор, лауреат Государственной премии СССР, лауреат премии Правительства РФ в области образования, заведующий кафедрой лучевой диагностики и терапии ГБОУ ВПО «Первый Московский государственный медицинский университет им. И. М. Сеченова» Минздравсоцразвития РФ, руководитель отдела томографии Института клинической кардиологии им. А. Л. Мясникова ФГБУ «РКНПК» Минздравсоцразвития РФ

Трофимова Татьяна Николаевна- доктор медицинских наук, профессор, главный научный сотрудник Института мозга человека РАН им. Н. П. Бехтеревой

Цыб Анатолий Николаевич- академик РАМН, доктор медицинских наук, профессор, директор ФГБУ «Медицинский радиологический научный центр» Минздравсоцразвития РФ

Абдураимов Адхамжон Бахтиерович- доктор медицинских наук, профессор кафедры лучевой диагностики и терапии ГБОУ ВПО «Первый Московский государственный медицинский университет им. И. М. Сеченова» Минздравсоцразвития РФ, заведующий рентгенодиагностическим кабинетом маммографии Университетской клинической больницы № 2

Бахтиозин Рустам Фаридович- доктор медицинских наук, профессор, кафедра лучевой диагностики и терапии ГБОУ ВПО «Первый Московский государственный медицинский университет им. И. М. Сеченова» Минздравсоцразвития РФ

Блинов Николай Николаевич (ст.)- доктор технических наук, профессор, заведующий лабораторией № 22 разработок, экспертизы и испытаний радиационной медицинской техники ФГУ «Всероссийский научно-исследовательский и испытательный институт медицинской техники»

Блинов Николай Николаевич (мл.)- доктор технических наук, генеральный директор ЗАО «АМИКО «Рентгенотехника»

Бойцова Марина Геннадьевна- кандидат медицинских наук, доцент, кафедра лучевой диагностики и лучевой терапии ГБОУ ВПО «Северо-Западный государственный медицинский университет им. И. И. Мечникова»

Варшавский Юрий Викторович- доктор медицинских наук, профессор, директор ГБУЗ «Научно-практической центр медицинской радиологии» Департамента здравоохранения города Москвы, заведующий кафедрой лучевой диагностики ГБОУ ДПО «Российская медицинская академия последипломного образования» Минздравсоцразвития РФ

Веселова Татьяна Николаевна- кандидат медицинских наук, научный сотрудник отдела томографии Института клинической кардиологии им. А. Л. Мясникова ФГБУ «РКНПК» Минздравсоцразвития РФ

Горелик Фаина Григорьевна- старший научный сотрудник лаборатории № 22 разработок, экспертизы и испытаний радиационной медицинской техники ФГУ «Всероссийский научно-исследовательский и испытательный институт медицинской техники»

Губенко Михаил Борисович- старший научный сотрудник лаборатории № 22 разработок, экспертизы и испытаний радиационной медицинской техники ФГУ «Всероссийский научно-исследовательский и испытательный институт медицинской техники»

Гулидов Игорь Александрович- доктор медицинских наук, профессор, руководитель отделения дистанционной лучевой терапии ФГБУ «Медицинский радиологический научный центр» Минздравсоцразвития РФ

Зеликман Михаил Израилевич- доктор технических наук, профессор, заместитель директора по научно-технической работе ГБУЗ «Научно-практический центр медицинской радиологии≫ Департамента здравоохранения города Москвы

Карлова Наталия Александровна- доктор медицинских наук, академик Международной академии наук, экологии, безопасности человека и природы, профессор, кафедра лучевой диагностики и лучевой терапии ГБОУ ВПО «Северо-Западный государственный медицинский университет им. И. И. Мечникова»

Китаев Виктор Васильевич- кандидат медицинских наук, руководитель экспертно-аналитического отдела ГБУЗ «Научно-практический центр медицинской радиологии» Департамента здравоохранения города Москвы

Колесникова Наталья Всеволодовна- кандидат технических наук, старший научный сотрудник лаборатории № 22 разработок, экспертизы и испытаний радиационной медицинской техники ФГУ «Всероссийский научно-исследовательский и испытательный институт медицинской техники»

Кондрашин Сергей Алексеевич- доктор медицинских наук, профессор, заведующий рентген-диагностическим отделением ангиографии УКБ № 1 ГБОУ ВПО «Первый Московский государственный медицинский университет им. И. М. Сеченова» Минздравсоцразвития РФ

Коноплянников Анатолий Георгиевич- доктор биологических наук, профессор, руководитель отделения клеточной и экспериментальной лучевой терапии ФГБУ «Медицинский радиологический научный центр» Минздравсоцразвития РФ

Коробкова Ирина Захаровна- кандидат медицинских наук, доцент кафедры лучевой диагностики факультета фундаментальной медицины ФБОУ ВПО «Московский государственный университет им. М. В. Ломоносова» МГУ, заведующая рентгеновским отделением Института клинической кардиологии им. А. Л. Мясникова ФГБУ «РКНПК» Минздравсоцразвития РФ

Королюк Игорь Петрович- доктор медицинских наук, профессор, кафедра лучевой диагностики и терапии с курсом медицинской информатики ГБОУ ВПО «Самарский государственный медицинский университет»

Костылев Валерий Александрович- доктор физико-математических наук, профессор, президент Ассоциации медицинских физиков России

Кручинин Сергей Александрович- кандидат технических наук, начальник отдела рентгенорадиологического технического контроля ГБУЗ «Научно-практический центр медицинской радиологии» Департамента здравоохранения города Москвы

Курпешева Алия Капсидаровна- кандидат медицинских наук, ведущий научный сотрудник отделения хирургического и консервативного лечения лучевых повреждений ФГБУ «Медицинский радиологический научный центр» Минздравсоцразвития РФ

Мазаев Владимир Владимирович- научный сотрудник отдела томографии Института клинической кардиологии им. А. Л. Мясникова ФГБУ «РКНПК» Минздравсоцразвития РФ

Мардынский Юрий Станиславович- доктор медицинских наук, профессор, член-корреспондент РАМН, руководитель отдела лучевой терапии ФГБУ «Медицинский радиологический научный центр» Минздравсоцразвития РФ

Осипов Лев Васильевич- доктор технических наук, профессор кафедры биомедицинской техники ГОУ ВПО «Московский государственный технический университет им. Н. Э. Баумана», генеральный директор ПКФ «Изомед»

Паша Сергей Платонович- кандидат медицинских наук, заведующий радионуклидным диагностическим отделением УКБ № 1 ГБОУ ВПО «Первый Московский государственный медицинский университет им. И. М. Сеченова» Минздравсоцразвития РФ

Пасов Виктор Владимирович- доктор медицинских наук, профессор, руководитель отделения хирургического и консервативного лечения лучевых повреждений ФГБУ «Медицинский радиологический научный центр» Минздравсоцразвития РФ

Седов Всеволод Парисович- доктор медицинских наук, профессор, кафедра лучевой диагностики и терапии ГБОУ ВПО «Первый Московский государственный медицинский университет им. И. М. Сеченова» Минздравсоцразвития РФ

Серова Наталья Сергеевна- доктор медицинских наук, профессор кафедры лучевой диагностики и терапии ГБОУ ВПО «Первый Московский государственный медицинский университет им. И. М. Сеченова» Минздравсоцразвития РФ

Синицын Валентин Евгеньевич- доктор медицинских наук, профессор, лауреат премии Правительства РФ в области образования, руководитель центра лучевой диагностики ФГБУ «Лечебно-реабилитационный центр» Минздравсоцразвития РФ, руководитель курса лучевой диагностики факультета фундаментальной медицины ФГБОУ ВПО «Московский государственный университет им. М.В. Ломоносова»

Стукалова Ольга Владимировна- кандидат медицинских наук, старший научный сотрудник Института клинической кардиологии им. А. Л. Мясникова ФГБУ «РКНПК» Минздравсоцразвития РФ

Федотенков Игорь Сергеевич- кандидат медицинских наук, заведующий кабинетом компьютерной томографии Института клинической кардиологии им. А. Л. Мясникова ФГБУ «РКНПК» Минздравсоцразвития РФ

Шария Мераб Арчильевич- доктор медицинских наук, ведущий научный сотрудник Института клинической кардиологии им. А. Л. Мясникова ФГБУ «РКНПК» Минздравсоцразвития РФ, профессор кафедры лучевой диагностики и терапии ГБОУ ВПО «Первый Московский государственный медицинский университет им. И. М. Сеченова» Минздравсоцразвития РФ

Ширяев Григорий Андреевич- ординатор отдела томографии Института клинической кардиологии им. А. Л. Мясникова ФГБУ «РКНПК» Минздравсоцразвития РФ

Ярославский Владимир Любомирович- кандидат технических наук, старший научный сотрудник лаборатории № 22 разработок, экспертизы и испытаний радиационной медицинской техники ФГУ «Всероссийский научно-исследовательский и испытательный институт медицинской техники»

Для работы над проектом была создана группа управления в составе руководителя и менеджеров проекта.

Для разработки концепции и системы управления проектом его руководители провели множество консультаций с ведущими отечественными и зарубежными специалистами: видными учеными, представителями органов государственной власти, руководителями профессиональных обществ, организаторами здравоохранения, руководителями и менеджерами компаний, производящих диагностическое оборудование.

В результате разработана концепция проекта, определены этапы, их последовательность и сроки исполнения, требования к этапам и исполнителям, утверждены инструкции и методы контроля.

Обеспечить врача лучевой диагностики всей современной информацией, необходимой для непрерывного медицинского образования, что позволит существенно повысить качество специализированной медицинской помощи в Российской Федерации.

Национальное руководство по основам лучевой диагностики и терапии предназначено врачам лучевой диагностики (рентгенологам, радиологам, специалистам по ультразвуковой диагностике, компьютерной и магнитно-резонансной томографии), интернам, ординаторам и аспирантам кафедр лучевой диагностики и лучевой терапии, студентам старших курсов медицинских вузов.

Составители и редакторы привели авторские материалы в соответствие с условиями специализированной клинической практики в России.

Создание команды управления и команды разработчиков, выработка концепции, выбор тем, поиск литературы, подготовка авторских материалов, экспертиза, редактирование, независимое рецензирование с получением обратной связи от рецензентов (специалисты, практикующие врачи, организаторы здравоохранения, производители диагностического оборудования, представители страховых компаний и др.), публикация, внедрение, получение обратной связи и дальнейшее улучшение.

Как и все книги серии, Национальное руководство по основам лучевой диагностики и терапии включает описание современных методов лучевой диагностики, показания и противопоказания к использованию лучевых технологий, лучевую семиотику различных патологических состояний, алгоритмы и схемы лучевого обследования.

Всем специалистам были предоставлены описание проекта, формат статьи, инструкция по составлению каждого элемента содержания, источники информации и инструкции по их использованию, пример каждого элемента содержания. В инструкциях для составителей указывалась необходимость подтверждения эффективности (польза/вред) использования лучевых технологий в независимых источниках информации, недопустимость упоминания каких-либо коммерческих наименований. В требованиях к авторам-составителям было подчеркнуто, что материалы должны кратко и конкретно отвечать на клинические вопросы. После редактирования текст согласовывали с авторами.

Со всеми разработчиками руководитель проекта и ответственные редакторы поддерживали непрерывную связь по телефону и электронной почте с целью решения оперативных вопросов.

В инструкциях для авторов, редакторов и рецензентов подчеркивалась необходимость использовать при работе над национальным руководством только достоверные источники информации, не зависящие от мнения производителей медицинской техники, что, в конечном счете, обеспечило отсутствие информации рекламного характера в авторских материалах руководства.

Реклама производителей лекарственных средств и медицинской техники в настоящем издании представлена в виде цветных рекламных имиджей.

Руководство в удобной и доступной форме содержит все необходимые материалы для практической деятельности и непрерывного медицинского образования по основам лучевой диагностики и терапии.

Все приведенные материалы рекомендованы ведущими специалистами лучевой диагностики.

Национальное руководство «Основы лучевой диагностики и терапии» будет регулярно пересматриваться и обновляться не реже 1 раза в 3-4 года.

Замечания и пожелания по подготовке книги «Основы лучевой диагностики и терапии. Национальное руководство» можно направлять по адресу издательской группы «ГЭОТАР-Медиа»: 115035, Москва, ул. Садовническая, д. 9, стр. 4; электронный адрес: info@asmok.ru.

Дополнительную информацию о проекте «Национальные руководства» можно получить на интернет-сайте: http://nr.asmok.ru.

В рамках серии «Национальные руководства по лучевой диагностике и терапии» также подготовлена электронная информационно-образовательная система «Консультант врача. Лучевая диагностика и терапия» (на компакт-диске). Система содержит полный текст серии национальных руководств, атлас иллюстраций, стандарты, утвержденные Минздравсоцразвития России, и другие дополнительные материалы. Программа снабжена уникальной системой поиска. Информацию об электронной информационной системе «Консультант врача. Лучевая диагностика и терапия» можно получить по тел.: (495) 228-09-74, 228-99-75, по электронной почте: bookpost@geotar.ru, а также на интернет-сайте: www.geotar.ru.

Тот, кто изобретает новый инструмент или новый способ исследования, более способствует развитию медицины, чем великие мыслители и глубокие философы.

Клод Бернар

Началом развития отечественной и мировой рентгенологии принято считать осень 1895 г., когда немецкий физик Вильгельм Конрад Рентген открыл еще неизвестные науке Х-лучи, названные впоследствии в его честь рентгеновскими лучами.

Отрывок интервью Г. Дама с профессором В. К. Рентгеном в апреле 1896 г. (Mc Clure?s Magazine):

-Теперь, господин профессор, - сказал я, - не были бы вы столь добры рассказать мне историю вашего открытия?

-Собственно, нет никакой истории, - отвечал он. - Я с давних пор интересовался электронными лучами, особенно тем, как их изучал Ленард в безвоздушной трубке. Я с большим интересом следил за его исследованиями и исследованиями других физиков и запланировал провести, как только у меня появится время, несколько самостоятельных опытов. Время нашлось в октябре 1895 г. Проработав совсем недолго, я вдруг обнаружил нечто новое.

-Когда это произошло?

-Восьмого ноября.

-Что это было? Свет?

-Нет, эти лучи не могут ни отражаться, ни преломляться.

-Это электричество?

-Не в известном всем виде.

-Что это тогда такое?

-Я не знаю. После того как я убедился в существовании нового вида лучей, я принялся исследовать их свойства. Скоро исследования показали, что лучи имеют необычную проникающую способность, а именно силу, которая до сих пор не была известна. Они проникают через бумагу, древесину и платок, и в пределах определенных границ толщина объекта никакой роли не играла. Лучи проходят через все исследованные металлы с легкостью, которая, кажется, находится в обратной зависимости от плотности металла. Все эти явления описаны в моей статье, которую я представил в Вюрцбургском физико-медицинском обществе; там вы можете найти и все результаты. Поскольку лучи обладают большой силой проникновения, вполне естественно было предположить, что они могут проходить и через тело, и я нашел этому доказательство, получив снимки руки, которые я вам уже показывал.

-Что вы думаете о применении лучей в дальнейшем?

-Я не пророк и не люблю пророчества. Я продолжаю мои исследования, и как только результаты подтвердятся, я опубликую их.

Открытие рентгеновского излучения положило начало революционным изменениям в нашем понимании физического мира. О том впечатлении, которое произвело на мировую общественность открытие В. К. Рентгена (рис. 1-1), свидетельствует следующее высказывание московского физика П. Н. Лебедева, который в мае 1896 г. писал: «Еще никогда ни одно открытие в области физики не встречало такого всеобщего интереса и не было так обстоятельно обсуждаемо в периодической печати, как открытие В. К. Рентгеном нового, до той поры неизвестного рода лучей».

Первый в истории физики лауреат Нобелевской премии Вильгельм Конрад Рентген родился 27 марта 1845 г. в Леннепе, небольшом городке близ Ремшейда в Пруссии, и был единственным ребенком в семье преуспевающего торговца текстильными товарами Фридриха Конрада Рентгена и Шарлотты Констанцы (в девичестве Фровейн) Рентген. В 1848 г. семья переехала в голландский город Апельдорн - на родину родителей Шарлотты. В 1862 г. Рентген поступил в Утрехтскую техническую школу, но был исключен за то, что отказался назвать имя товарища, нарисовавшего непочтительную карикатуру на нелюбимого преподавателя. Не имея официального свидетельства об окончании среднего учебного заведения, он формально не мог поступить в высшее учебное заведение, но в качестве вольнослушателя прослушал несколько курсов в Утрехтском университете. После сдачи вступительного экзамена Рентген в 1865 г. был зачислен студентом в Федеральный технологический институт в Цюрихе, так как намеревался стать инженером-механиком, и в 1868 г. получил диплом.

Август Кундт (рис. 1-2), выдающийся немецкий физик и профессор физики этого института, обратил внимание на блестящие способности Рентгена и настоятельно посоветовал ему заняться физикой. Тот последовал совету и через год защитил докторскую диссертацию в Цюрихском университете, после чего Кундт немедленно назначил его первым ассистентом в лаборатории.

В 1872 г. В. К. Рентген вступил в брак с Анной Бертой Людвиг, дочерью владельца пансиона, которую он встретил в Цюрихе, когда учился в Федеральном технологическом институте. Не имея собственных детей, супруги в 1881 г. удочерили шестилетнюю Берту, племянницу В. К. Рентгена.

Получив кафедру физики в Вюрцбургском университете (Бавария), Кундт взял с собой и своего ассистента. Переезд в Вюрцбург стал для Рентгена началом «интеллектуальной одиссеи». В 1872 г. он вместе с Кундтом перешел в Страсбургский университет и в 1874 г. начал там преподавательскую деятельность в качестве лектора по физике. Через год Рентген стал полным (действительным) профессором физики Сельскохозяйственной академии в Гогенхейме (Германия), а в 1876 г. вернулся в Страсбург, чтобы приступить там к чтению курса теоретической физики.

Экспериментальные исследования, проведенные Рентгеном в Страсбурге, касались разных областей физики, таких, как теплопроводность кристаллов и электромагнитное вращение плоскости поляризации света в газах, и, по словам его биографа Отто Глазера, снискали Рентгену репутацию «тонкого классического физика-экспериментатора».

В 1879 г. В. К. Рентген был назначен профессором физики Гессенского университета, в котором он оставался до 1888 г., отказавшись от предложений занять кафедру физики последовательно в университетах Йены и Утрехта. В 1888 г. он вернулся в Вюрцбургский университет в качестве профессора физики и директора Физического института, где продолжил экспериментальные исследования широкого круга проблем, в том числе сжимаемости воды и электрических свойств кварца.

В 1894 г., когда В. К. Рентген был избран ректором университета, он приступил к экспериментальным исследованиям электрического разряда в стеклянных вакуумных трубках (рис. 1-3). В этой области многое уже было сделано. В 1853 г. французский физик Антуан Филибер Массон заметил, что высоковольтный разряд между электродами в стеклянной трубке, содержащей газ при очень низком давлении, порождает красноватое свечение (такие трубки явились первыми предшественниками современных неоновых трубок). Когда другие экспериментаторы принялись откачивать газ из трубки до большего разрежения, свечение начало распадаться на сложную последовательность отдельных светящихся слоев, цвет которых зависел от газа.

Английский физик и химик Уильям Крукс (рис. 1-4) с помощью усовершенствованного вакуумного насоса достиг еще большего разрежения и обнаружил, что свечение исчезло, а стенки стеклянной трубки флюоресцируют зеленоватым светом. Крукс показал, что лучи испускаются отрицательным электродом (помещенный внутрь трубки крестообразный предмет отбрасывал тень на противоположную стенку), состоят из некоей субстанции и несут отрицательный электрический заряд (ударяясь о лопасти легкого колесика, лучи приводили его во вращение, а пучок лучей отклонялся магнитом в сторону, соответствующую отрицательному заряду).

В 1878 г. Крукс высказал гипотезу о том, что флюоресценцию вызывают лучи, которые ударяются о стеклянные стенки.

Поскольку отрицательный электрод называется катодом, испускаемое стенками излучение получило название катодных лучей (рис. 1-5).

Немецкий физик Филипп Эдуард Антон фон Ленард (рис. 1-6) показал, что катодные лучи могут проникать сквозь окошко в трубке, затянутое тонкой алюминиевой фольгой, и ионизовать воздух в непосредственной близости от окошка. Загадка разрешилась позднее, в 1897 г., когда английский физик Джозеф Джон Томсон (рис. 1-7) установил природу частиц в катодных лучах, и они получили название электронов.

В. К. Рентген повторил некоторые из более ранних экспериментов, показав, в частности, что исходящие из окошка Ленарда катодные лучи (тогда еще неизвестные) вызывают флюоресценцию экрана, покрытого цианоплатинитом бария.

Однажды (это случилось 8 ноября 1895 г.) В. К. Рентген, чтобы облегчить наблюдения, затемнил комнату и обернул трубку Крукса (без окошка Ленарда) плотной непрозрачной черной бумагой. К своему удивлению, он увидел на стоявшем неподалеку экране, покрытом цианоплатинитом бария, полосу флюоресценции. Тщательнейшим образом проанализировав и устранив возможные причины ошибок, он установил, что флюоресценция появлялась всякий раз, когда он включал трубку; что источником излучения выступала именно трубка, а не какая-нибудь другая часть цепи и что экран флюоресцировал даже на расстоянии почти 2 м от трубки, что значительно превосходило возможности короткодействующих катодных лучей.

Следующие 7 недель ученый провел, исследуя явление, которое он назвал Х-лучами (т. е. неизвестными лучами). Тень, которую отбрасывал на флюоресцирующий экран проводник от индукционной катушки, создававшей необходимое для разряда высокое напряжение, навела Рентгена на мысль исследовать проникающую способность Х-лучей в различных материалах. Он обнаружил, что Х-лучи могут проникать почти во все предметы на различную глубину, зависящую от толщины предмета и плотности вещества. Держа небольшой свинцовый диск между разрядной трубкой и экраном, Рентген заметил, что свинец непроницаем для Х-лучей, и сделал поразительное открытие: кости его руки отбрасывали на экран более темную тень, окруженную более светлой тенью от мягких тканей.

Вскоре ученый обнаружил, что Х-лучи вызывают не только свечение экрана, покрытого цианоплатинитом бария, но и потемнение фотопластинок (после проявления) в тех местах, где Х-лучи попадают на фотоэмульсию.

Так В. К. Рентген стал первым в мире радиологом. В честь его Х-лучи стали называть рентгеновскими лучами. Широкую известность приобрела выполненная Рентгеном в рентгеновских лучах фотография (рентгенограмма) кисти жены (рис. 1-8). На ней отчетливо видны кости (белые, так как более плотная костная ткань задерживает Х-лучи, не давая им попасть на фотопластинку) на фоне более темного изображения мягких тканей (задерживающих Х-лучи в меньшей степени) и белые полоски от колец на пальцах.

В 1893 г. немецкий физиолог и физик Герман Людвиг Фердинанд Гельмгольц (1821-1894) предсказал, что излучение, подобное свету, но имеющее довольно короткую длину волны, могло бы проникать в твердые материалы. В то время такое излучение не было известно.

После открытия В. К. Рентгена немецкий физик Макс Теодор Феликс фон Лауэ (1879-1960) высказал блестящее предположение о том, что коротковолновый характер рентгеновского излучения можно доказать, используя в качестве дифракционной решетки регулярно расположенные атомы в кристалле.

Дифракционная решетка состоит из серии штрихов, проведенных на одинаковом малом расстоянии друг от друга на поверхности стеклянной или металлической пластинки. При рассеянии света на таких пластинках возникает сложный узор из светлых и темных пятен, вид которого зависит от длины волны падающего на решетку света. Но оптические дифракционные решетки были слишком грубы для того, чтобы на них могла происходить дифракция излучения со столь короткими длинами волн, как те, которые ожидались в случае рентгеновского излучения. В 1913 г. эксперимент, предложенный фон Лауэ, был поставлен Вальтером Фридрихом и Паулем Книппингом. Так, открыв неизвестное ранее излучение, Рентген внес существенный вклад в революцию, которая происходила в физике в начале XX в.

Первое сообщение В. К. Рентгена о его исследованиях, опубликованное в местном научном журнале в конце 1895 г., вызвало огромный интерес и в научных кругах, и у широкой публики. «Вскоре мы обнаружили, - писал Рентген, - что все тела прозрачны для этих лучей, хотя и в весьма различной степени». Эксперименты Рентгена были немедленно подтверждены другими учеными. В 1896 и 1897 гг. В. К. Рентген опубликовал еще две статьи об Х-лучах, но затем его интересы переместились в другие области (рис. 1-9).

Медицинские работники сразу осознали значение рентгеновского излучения для диагностики. В то же время Х-лучи стали сенсацией, о которой раструбили по всему миру газеты и журналы, нередко преподнося материалы на истерической ноте или с комическим оттенком. В. К. Рентгена раздражала внезапно свалившаяся на него известность, которая отбирала у него драгоценное время и мешала дальнейшим экспериментальным исследованиям. По этой причине он стал редко выступать с публикациями, хотя и не прекращал это делать полностью: за свою жизнь Рентген написал 58 статей. В 1921 г., когда ему было 76 лет, он опубликовал статью об электропроводимости кристаллов.

В 1899 г., вскоре после закрытия кафедры физики в Лейпцигском университете, В. К. Рентген стал профессором физики и директором Физического института при Мюнхенском университете. Находясь в Мюнхене, ученый узнал о том, что он стал первым (1901) лауреатом Нобелевской премии по физике «в знак признания необычайно важных заслуг перед наукой, выразившихся в открытии замечательных лучей, которые были названы впоследствии в его честь» (рис. 1-10). К. Т. Одхнер, член Шведской королевской академии наук, на презентации лауреата сказал: «Нет сомнения в том, сколь большого успеха достигнет физическая наука, когда эта неведомая раньше форма энергии будет вполне исследована». Затем Одхнер напомнил собравшимся о том, что рентгеновские лучи уже нашли многообразное практическое применение в медицине.

Скромному, застенчивому В. К. Рентгену глубоко претила сама мысль о том, что его персона может привлекать всеобщее внимание. Хотя ученого удовлетворяло сознание того, что его открытие имеет столь большое значение для медицины, он никогда не помышлял ни о патенте, ни о финансовом вознаграждении.

Он отклонил выгодные предложения американских и германских деловых кругов, стремившихся получить права на использование результатов его исследований. В. К. Рентген считал итоги своей работы общим достоянием человечества. Вспомним, что такую же позицию заняли впоследствии и супруги Кюри в отношении прав на технологию получения радия.

Денежную сумму, связанную с премией, ученый завещал университету, в стенах которого было сделано его открытие. Проценты должны были служить прогрессу научного исследования. Из-за инфляции в 1923 г. вклад обесценился.

Однако слава В. К. Рентгена была объектом не только восхищения. На его дело пала тень нездоровых слухов и домыслов. Обыватели усмотрели в Х-лучах опасность проникновения в интимную и духовную сферы жизни. Им приписывали способность заглядывать сквозь одежду, стены, запертые двери и даже в душу (рис. 1-11).

Оживились предприниматели. Известный изобретатель Т. Эдисон получил от одной из фирм заказ оборудовать театральные бинокли рентгеновскими приставками, позволяющими видеть сквозь платье. Посыпались предложения создавать нижнее белье, кошельки, головные уборы из материала, не пропускающего рентгеновские лучи. Воспрянули духом спириты, ясновидящие и другие любители оккультных наук. Чтобы успокоить общественное мнение, законодателям пришлось вмешаться в возникший ажиотаж. Так, в сенат одного из американских штатов был даже внесен законопроект, запрещающий использовать рентгеновскую технику в театральных биноклях.

В. К. Рентген был далек от этого ажиотажа. Он избегал падких на сенсации журналистов и широких публичных выступлений. Его интересовала только наука.

В. К. Рентген был удостоен многих наград, помимо Нобелевской премии, в том числе медали Румфорда, выданной Лондонским королевским обществом, золотой медали Бернарда за выдающиеся заслуги перед наукой, врученной ему Колумбийским университетом, и состоял почетным членом и членом-корреспондентом научных обществ многих стран.

Примечательно, что открытием проникающих лучей заинтересовался даже кайзер Германии Вильгельм II. Он посетил музей при Мюнхенском университете и выслушал объяснения В. К. Рентгена о сути сделанного им открытия и возможностях его практического использования. Затем кайзер решил продемонстрировать известному ученому свои познания в области военных наук и повел его в артиллерийский отдел музея. Однако Рентген очень холодно отнесся к его рассказу и заявил, что эти сведения известны каждому школьнику. Это не могло не задеть кайзера. Прямоту ученого впоследствии не раз вспомнили недоброжелатели в политических, коммерческих и научных кругах.

Травлю Рентгена в научных кругах возглавил физик Филипп Ленард, который стал оспаривать приоритет открытия Х-лучей. Это очень задевало гордого и честного ученого, который не был огражден от закулисной суеты и сплетен. Еще недавно ликовавший Вюрцбург был теперь полон домыслов и слухов, порочащих В. К. Рентгена. Ученый не умел постоять за себя и чувствовал себя глубоко одиноким. Друзей в силу замкнутости характера у него было мало, а с сильными мира сего он старался не общаться. А они, помня о нанесенных им обидах, мстили Рентгену.

Угнетенное состояние ученого усугубилось смертью в 1919 г. его жены Берты, а также замужеством и переездом к мужу приемной дочери Жозефины.

Последние годы жизни автор великого открытия провел в одиночестве и нищете. Все свои сбережения он пожертвовал на благо Германии в период Первой мировой войны. Будучи голодным, В. К. Рентген в послевоенных трудных условиях не позволял себе использовать только в личных целях продовольственные посылки, которые присылали ему друзья из-за границы. Он отдавал их для раздачи бедствующим соотечественникам. В этих условиях ученый быстро слабел и только чудом выжил. Сказалось хорошее здоровье, закаленное с юных лет занятиями спортом (он занимался альпинизмом, греблей, коньками, санным спортом, любил лошадей).

Волнения, недоедание, одиночество и воздействие Х-лучей, однако, сделали свое дело. В. К. Рентген ушел в отставку со своих постов в Мюнхене в 1920 г., вскоре после смерти жены. Обессиленный и истощенный, ученый умер от рака 10 февраля 1923 года, на 78-м году жизни. Его прах был погребен в Гисене.

Верный своим принципам, В. К. Рентген завещал уничтожить результаты неоконченных исследований, все бумаги и письма, что и было исполнено его душеприказчиком. Та же судьба постигла и неопубликованные исследования одного из его учеников А. Ф. Иоффе.

Незадолго до смерти В. К. Рентген писал: «Моя жизнь кажется мне такой бессмысленной!» И это сказал тот, кто совершил великое открытие и создал много замечательных работ, кто всегда был обращен лицом к природе. Конечно, это высказывание великого ученого не отражает действительности - оно только показывает всю глубину его переживаний и надломленность в конце жизни.

Вальтер Фридрих так нарисовал портрет своего учителя: «Тот, кому было позволено вступать с В. К. Рентгеном в личные отношения, испытывал чувство, говорившее ему, что перед ним действительно великий человек. Сама его внешность была чрезвычайно импонирующей. При необычно высоком росте у него была в высшей степени изящная голова ученого и серьезный, почти строгий взгляд. Очень редко и лишь на короткие мгновения на его губах появлялась легкая улыбка. Этот человек был так же велик внутренне, как и внешне. Честность и благородная скромность были самыми примечательными чертами его характера. Строгое выражение его лица скрывало жизнь чувств, которую он при своей замкнутости приоткрывал, безусловно, только истинным друзьям и самым близким людям».

Автор открытия Х-лучей еще при жизни был глубоко почитаем в нашей стране. Особый интерес представляют три письма выдающихся русских физиков П. H. Лебедева, И. И. Боргмана и О. Д. Хвольсона, адресованные В. К. Рентгену вскоре после открытия X-лучей в январе-феврале 1896 г. Эти письма, до сих пор малоизвестные нашему читателю, были опубликованы в мае 1965 г. в Sonderdruck aus Röntgen-Blatter-18, издаваемом немецким музеем В. К. Рентгена в городе Ремшайд-Леннепе (рис. 1-12), на родине ученого. Хранитель музея Эрнст Штреллер любезно прислал один экземпляр издания автору этих строк. Письма написаны на немецком языке и приводятся в переводе.

Выдающийся русский физик, блестящий экспериментатор, организатор первой большой физической школы в России профессор Московского университета П. Н. Лебедев писал В. К. Рентгену:

«Москва, 20.01.1896 г.

Глубокоуважаемый господин профессор!

На последнем заседании Московского физического общества я доложил о Вашем сообщении о Х-лучах по отдельному оттиску статьи, который Вы были так любезны мне прислать. Интерес к Вашему открытию превзошел все ожидания, и общество настоятельно просило меня на одном из заседаний продемонстрировать Ваши опыты. Из личных интересов я также охотно повторил бы опыты, но боюсь, что они потребуют большой подготовки и надолго отвлекут меня от моих исследований вопроса о механическом действии акустических волн на резонаторы. Поэтому я позволю себе просить Вас о том, чтобы Вы прислали мне (физическая лаборатория Московского университета) некоторые отпечатки с Ваших негативов, с которых я затем сделаю диапозитивы, а при случае я тотчас отошлю назад Ваши отпечатки. Если наберется достаточно материала, будет запланировано отдельное заседание, так как сообщения о Ваших опытах в Королевском дворце в Берлине во многих русских изданиях сокращены (некоторые, к сожалению, дополняются физико-техническими комментариями редакций!), и это вызывает многочисленные вопросы. Я был бы Вам очень благодарен, если бы Вы прислали мне свою фотографию, которую я мог бы показать в заключение. Это желание может, вероятно, показаться довольно наивным, я же придаю этому очень большое значение: широкая публика, для которой всякое исследование и всякое открытие кажется чем-то невозможным и даже трансцендентным, благодаря фотографии исследователя вернется к мысли, что наукой движут не Х-духи, а живые люди - и одна эта мысль уже является огромным шагом в духовном развитии человека; но об этом, и особенно у нас, надо специально проявлять заботу.

С глубоким уважением,

Петр Лебедев»

Рентгеновские лучи заинтересовали П. Н. Лебедева, и он некоторое время занимался их изучением. Известно, что В. К. Рентген, открыв Х-лучи и описав их свойства, не установил их физическую природу. Верно замеченное им сходство между Х- и световыми лучами натолкнуло его на ложное умозаключение, объясняющее их природу продольными колебаниями эфира.

Работая с рентгеновскими лучами, П. Н. Лебедев хорошо понимал, что успех зависит не от того, что имеющиеся под руками приборы будут бесконечно повторять снимки, а от систематического исследования самого явления.

Весьма любопытно, что взгляд П. Н. Лебедева на природу рентгеновских лучей, высказанный им в 1896 г., был более близок к истине: «Предположение, что Х-лучи суть лучи ультраультрафиолетовые? является? весьма возможной гипотезой».

П. Н. Лебедев дважды (29 января и 8 февраля 1896 г.) прочитал в Московском университете лекцию «Об открытых Рентгеном Х-лучах», демонстрируя полученные им самим рентгенограммы. В мае 1896 г. в журнале «Русская мысль» была опубликована статья ученого под тем же названием, а несколько ранее в Мюнхене опубликовали его работу «Фотографирование с помощью рентгеновых лучей». В первых числах февраля 1896 г. В. К. Рентген получил телеграмму:

«Из С.-Петербурга. Отправлена 04.02.1896.

Петербургская студенческая молодежь, собравшаяся в физической лаборатории С.-Петербургского университета на блестящую демонстрацию рентгеновых лучей профессором И. И. Боргманом и его ассистентами А. Л. Гершуном и В. В. Скобельцыным, горячо приветствует профессора Рентгена с его великим открытием».

На телеграмме имеется рукописная пометка В. К. Рентгена о письменном ответе на эту телеграмму, отправленном 9 февраля.

Ответ на письмо В. К. Рентгена написан профессором Петербургского университета И. И. Боргманом - выдающимся лектором и замечательным экспериментатором, одним из создателей Физического института Петербургского университета:

«Глубокоуважаемый господин коллега!

Я получил Ваше ценное письмо и сочту своим долгом передать Вашу благодарность господам отправителям телеграммы. При этом я пользуюсь возможностью объяснить Вам возникновение этой телеграммы. 22 января по русскому стилю я сделал доклад «О рентгеновых лучах» на заседании нашего физического семинара. Известие об этом докладе вызвало огромный интерес среди с.-петербургских студентов всех высших школ, так что обычно небольшое число слушателей возросло до 400. По окончании доклада у аудитории, состоящей из учащихся университета, Высших технических школ и Высших женских курсов, явилось желание передать Вам сердечные пожелания в связи с Вашим открытием. Для иллюстрации доклада на глазах у слушателей я сделал два снимка, которые по праву можно назвать лучшими из всех ранее нами полученных. Я позволю себе приложить отпечатки обоих снимков с надеждой, что эти снимки Вас заинтересуют.

Некоторые эксперименты, которые мы (я и мой ассистент доктор А. Гершун) провели, кажется, показали, что Х-лучи рассеивают положительное электричество гораздо быстрее, чем отрицательное, а на небольшом отдалении даже дают отрицательную электризацию. Установленная в промежутке алюминиевая пластинка (0,1 мм толщиной, заземленная) или эбонит несколько ослабляли действие лучей, а стеклянная пластинка толщиной 10 мм полностью задерживала рентгеновы лучи. Искровой промежуток небольшой индукционной катушки благодаря облучению рентгеновыми лучами заметно увеличился. Цинковая пластинка, соединенная с землей через обмотку гальванометра, показывает при облучении очень слабый, но все же заметный ток в гальванометре.

С глубоким уважением, преданный Вам доктор И. И. Боргман.

С.-Петербург, 3/15 февраля 1896 г.»

Как видно из письма И. И. Боргмана, он уже в феврале 1896 г. вместе с А. Л. Гершуном наблюдал ионизирующее действие рентгеновских лучей. Интересно отметить, что В. К. Рентген в первой статье «О новом роде лучей» об ионизирующем действии лучей не сообщал. В. К. Рентген описал наблюдаемое им ионизирующее действие Х-лучей только во втором сообщении от 9 марта 1896 г., но при этом указал, что это явление наблюдалось им ранее.

Под редакцией И. И. Боргмана был выполнен перевод первого сообщения В. К. Рентгена на русский язык, изданного в Петербурге в январе 1896 г. под названием «Новый род лучей» (рис. 1-13). К русскому изданию статьи В. К. Рентгена был приложен снимок с рентгенограммы, полученной И. И. Боргманом и А. Л. Гершуном; на последней странице имелось указание, что «первый отпечаток при помощи лучей В. К. Рентгена был получен в физической лаборатории Санкт-Петербургского университета 12 января, первый снимок руки сделан был 16 января».

Работа И. И. Боргмана и А. Л. Гершуна «Действие рентгеновых лучей на электростатические заряды и размер искры» была опубликована уже в феврале 1886 г.

О большом интересе к рентгеновским лучам сообщала и газета «Петербургский листок» от 25 января, в которой сообщалось о лекции профессора И. И. Боргмана, прочитанной им для широкой аудитории: «Если бы большая аудитория Технического общества была в пять раз больше и если бы она вмещала не тысячу, а пять тысяч человек, то и тогда бы в ней не досталось места всем желающим попасть на лекцию профессора Боргмана. Взрыв аплодисментов, шумные крики «ура» были наградой профессору за его сообщение, впервые научно ознакомившее нашу публику с великим открытием нашего времени».

Весьма интересно послание В. К. Рентгену, написанное известным русским физиком, выдающимся лектором и публицистом, профессором Петербургского университета Орестом Даниловичем Xвольсоном.

О. Д. Хвольсон сообщил В. К. Рентгену об оригинальном применении рентгеновских лучей ― не в медицинской сфере (о другом применении лучей тогда еще не было известно), а в иной, но также высокогуманной.

«С.-Петербург, 24 февраля 1896 г.

Глубокоуважаемый господин коллега!

Вы, наверное, будете очень рады услышать, что я сделал три публичных доклада о Вашем открытии с благотворительными целями.

Первый доклад принес 450 рублей для бедных слушательниц наших местных Высших женских курсов (2 факультета с полным университетским курсом).

Второй также много принес для общества, присматривающего за маленькими детьми бедных родителей (ясли).

Третий - 600 рублей для летней колонии - этого вполне достаточно, чтобы отправить 17 бедных больных детей на лето в Аренсбург на остров Эзель.

В целом около 3700 марок.

Выражаю Вам благодарность и благословение.

С огромным приветом, преданный Вам

проф., д-р О. Хвольсон,

университет».

В том же году О. Д. Хвольсон опубликовал статью «Лучи Рентгена».

Приведенные письма наглядно показывают, какой большой интерес в России, как и во всем мире, вызвало открытие Рентгеном нового рода лучей. Если вначале рентгеновские лучи использовались только в медицине, в которой они произвели настоящую революцию, то прошло немного времени, и их замечательные свойства позволили найти им применение в самых различных областях науки и техники и проложить науке дорогу к атому.

Первая серьезная монография об использовании рентгеновских лучей в клинике внутренних болезней была опубликована в 1901 г. под названием «Рентгенологическая диагностика органов грудной полости». Автором ее был Гвидо Хольцкнехт, который в течение двух лет проводил медицинские исследования в родной ему Вене, а до этого проходил обучение в Страсбурге, Вене и Кенигсберге. Он под руководством Германа Нотнагеля (1841-1905) работал ассистентом в первом терапевтическом отделении Общего госпиталя Вены. Тогда же во втором терапевтическом отделении госпиталя была учреждена рентгенологическая лаборатория. Ее возглавил один из пионеров рентгенологии Густав Кайзер (1871-1953) - первый, кто провел эксперименты с Х-лучами в Вене в 1896 г. Однако вскоре он получил тяжелое лучевое поражение и уже в 1901 г. был вынужден оставить занятия рентгенологией.

Г. Хольцкнехт, получивший к этому времени собственный рентгеновский аппарат в первое отделение, приобрел репутацию опытного специалиста в лучевой диагностике, а упомянутая выше монография принесла ему мировую известность. Г. Хольцкнехт стал автором еще более 250 публикаций. В 1904 г. Хольцкнехт вместе с Леопольдом Фройдом (1868-1953) и Робертом Кинбеком (1871-1943) получил право на чтение лекций по рентгенологии и на звание приват-доцента. Тогда же ими было учреждено Венское рентгенологическое общество. Кроме того, Г. Хольцкнехт стал членом правления и председателем Германского рентгенологического общества. Через год он стал главой организации, ныне известной как Центральная рентгенологическая лаборатория Общего венского госпиталя.

Как часть венского госпиталя на базе школы медицинских сестер по рентгенологии и Рентгенотехнического научно-исследовательского института был создан институт Хольцкнехта.

Г. Хольцкнехт получил звание профессора в 1914 г., а вскоре и звание примариуса, т. е. заведующего, что сделало его лабораторию независимой в пределах госпиталя. Через 4 года, в 1918 г., Г. Хольцкнехт получил звание экстраординарного профессора и оставался им до конца своих дней.

Висмут, предложенный в качестве контрастного вещества для рентгенологического исследования Германом Ридером (1856-1932), был использован Г. Хольцкнехтом в 1904 г. для исследования пищеварительного тракта. Он был первым, кому удалось успешно диагностировать рак желудка по рентгенологическим признакам. Кроме того, Хольцкнехт обнаружил, что при воздействии высоких доз излучения может возникнуть поражение кожи (рис. 1-14).

О масштабах технических, методологических и терминологических инноваций, порожденных научными исследованиями Г. Хольцкнехта, говорит огромное количество эпонимов, связанных с его именем. Прежде всего это описанный и созданный им хроморадиометр, который стал самым первым аппаратом для измерения дозы радиоактивного облучения. С 1902 г. он известен как хроморадиометр Г. Хольцкнехта (рис. 1-15).

Вот лишь несколько примеров эпонимов: пространство Хольцкнехта - термин, обозначающий ретрокардиальное пространство, а также хорошо известные старой рентгенологической школе желудок Хольцкнехта (1906) и ложка Хольцкнехта (1911) (рис. 1-16).

Все исследователи творческой жизни Г. Хольцкнехта поражаются совершенному благодаря его исследованиям скачку от периода, когда наибольшее внимание уделялось производству самих рентгеновских изображений, к использованию Х-лучей в диагностике внутренних болезней. Не следует забывать также о том, что он активно преподавал, передавая свои знания студентам и слушателям. Г. Хольцкнехт, привлекая ученых со всего мира, поставил рентгенологию в один ряд с самыми популярными курсами обучения специалистов в Вене.

Несмотря на очень рано полученные лучевые повреждения обеих кистей, Г. Хольцкнехт остался предан своему делу. Еще в 1910 г. он перенес ампутацию нескольких пальцев. Последние годы его жизни были омрачены болью и страданиями. Г. Хольцкнехту была проведена целая серия операций с целью удаления рецидивирующего рака кожи. В конце концов ему ампутировали правое предплечье. 31 октября 1931 г. он скончался в возрасте 59 лет от лучевой болезни.

Г. Хольцкнехт положил свою жизнь на алтарь познания и науки. В знак признания колоссальных заслуг 6 ноября 1932 г. в Арне-Карлсон парке в Вене был воздвигнут памятник Г. Хольцкнехту (рис. 1-17). В том же году улица в венском районе Фаворитен была названа его именем.

Биологическое действие рентгеновских лучей не было известно В. К. Рентгену. К сожалению, оно стало известно позднее ценой многих жизней врачей, инженеров и рентгенлаборантов, которые, не подозревая о повреждающем действии рентгеновских лучей, не принимали своевременных мер предосторожности. Из-за длительного раздражения рентгеновскими лучами развивались ожоги кожи и хронические воспаления, переходящие позднее в рак, а также тяжелое малокровие. Так, в нашей стране погибли от профессионального рентгеновского рака С. В. Гольдберг, С. П. Григорьев, Н. Н. Исаченко, Я. М. Розенблат, рентгенлаборант И. И. Ланцевич и др., за рубежом - Альберс-Шенберг, Леви-Дорн (Германия), Хольцкнехт (Австрия), Бергонье (Франция) и многие другие пионеры рентгенологии.

Сам В. К. Рентген счастливо избежал этого, так как во время экспериментов с открытыми им лучами он, чтобы предотвратить почернение фотографических пластинок, оставался в специальном шкафу, обитом цинком, одна сторона которого, обращенная к находившейся вне ящика трубке, была к тому же еще обита свинцом.

В Санкт-Петербурге в самом сердце Петроградской стороны имеется уютная улица, которая с 1920 г. носит имя В. К. Рентгена. В сквере у дома номер 8 по этой улице был установлен первый в мире прижизненный памятник выдающемуся немецкому ученому, что делает честь российской науке (рис. 1-18). На этой улице с 1918 г. располагался первый в России Рентгенологический и радиологический институт.

В январе 1934 г. в I Московском медицинском институте состоялось официальное учреждение кафедры рентгенологии - первой самостоятельной вузовской кафедры рентгенологии в России. С этого времени рентгенология (в последующем - радиология, лучевая диагностика) была признана обязательной дисциплиной в высших медицинских учебных заведениях.

Как только Антуан Анри Беккерель (рис. 1-19) узнал об опытах Рентгена, он подумал, «что они имеют отношение к тому, чем он занимается, и сразу же, т. е. в начале 1896 г., он задался вопросом, не могут ли рентгеновские лучи испускаться фосфоресцирующими телами, подвергшимися длительному облучению солнечным светом. Среди исследованных фосфоресцирующих веществ были и соли урана.

После проявления фотопластинки на ней были обнаружены контуры прижатых к ней чешуек. Этот результат свидетельствовал в пользу принятой рабочей гипотезы и побуждал продолжать исследования. Было очевидно, что урановая соль испускает какое-то излучение, проходящее через черную бумагу и засвечивающее фотопластинку. Связано ли оно с фосфоресценцией, т. е. преобразуется ли солнечная энергия в это излучение в урановом минерале?

Счастливый случай позволил Беккерелю вскоре ответить на этот вопрос. 26 и 27 февраля 1896 г. был подготовлен опыт, несколько отличавшийся от первоначального, но выполнить его не удалось, так как день был облачный и солнце показывалось лишь на короткое время. Поэтому вся установка (на фотопластинке в рамке из черной ткани, прикрытой алюминиевой пластинкой, покоился тонкий медный крест, над которым располагался препарат с двойным сульфатом калия и урана) была заперта в ящике стола.

Проявив 1 марта эти пластинки, Беккерель неожиданно обнаружил на них весьма четкий контур креста. Ему тотчас же пришла в голову мысль, что действие излучения происходило и в темноте, и новые, специально проведенные опыты подтвердили это предположение. Таким образом, для получения фотографического эффекта не было необходимости предварительно освещать урановую соль солнцем. Более того, это явление на других фосфоресцирующих веществах не наблюдалось, но наблюдалось на других солях урана, не способных к фосфоресценции. Всего этого было достаточно, чтобы прийти к выводу, что здесь речь идет о новом самопроизвольном явлении, интенсивность которого заметно не убывает во времени, как это доказывали опыты с урановыми солями, приготовленными задолго до постановки опыта.

Именно в это время в Париж пришли сведения о том, что многими физиками замечена утечка заряда с заряженного тела, облучаемого рентгеновскими лучами. Беккерель поставил аналогичный опыт с новым излучением и пришел к тому же результату. Он продолжил исследования двумя методами: методом фотопластинок, чисто качественным, и электрическим методом, пригодным для относительных численных измерений.

Как ни странно, около двух лет Беккерель был единственным физиком, который занимался этими исследованиями. Позднее, в 1898 г., к нему подключились супруги Кюри, а после открытия радия к концу столетия число исследователей увеличилось сильно. Среди них были Резерфорд, Дебьерн, Эльстер, Гейтель, Гизель, Кауфман, Крукс, Рамзай, Содди.

Направление, намеченное Беккерелем, послужило отправной точкой дальнейших исследований. Один из основных фактов, установленных Беккерелем, свидетельствовал о том, что соли урана, фосфоресцирующие и нефосфоресцирующие, в виде кристалла или порошка, в сухом виде и в растворе, независимо от своего происхождения, - все испускают излучение одной и той же природы, интенсивность которого зависит только от количества урана, содержащегося в соли. Таким образом, эта способность оказывается атомным свойством, присущим элементу урану. Это подтверждалось тем, что металлический уран обладал большей активностью, чем применявшиеся в первых опытах соли урана. Эти результаты, естественно, наталкивали на мысль о поисках других веществ, которые могут обладать аналогичными свойствами.

В 1898 г. почти одновременно Мария Склодовская-Кюри (1867-1934) во Франции и Эрхард Карл Шмидт (1865-1949) в Германии обнаружили, что торий обладает аналогичными свойствами. Мария Кюри предприняла систематическое изучение минералов, содержащих уран и торий, и заметила, что некоторые минералы оказались активнее урана. Мария и ее муж Пьер Кюри пришли к выводу, что в этих минералах должен содержаться элемент, еще более активный, чем уран.

Именно в это время, в 1898 г., супруги Кюри (рис. 1-20) ввели термин «радиоактивность», которым обозначили свойство вещества испускать «лучи Беккереля», как называлось тогда излучение, испускаемое ураном и торием. Супруги Кюри попытались выделить этот гипотетический элемент, более активный, чем уран, из урановой смоляной руды. Химический анализ минерала и измерение радиоактивности постепенно отделяемых фракций подтвердили, что действительно найдено простое вещество, более радиоактивное, чем уран. Они назвали его полонием в честь Польши - родины Марии Кюри. Позже был найден еще один элемент, значительно более радиоактивный, названный ими радием. Два года спустя, в 1900 г., Андре Дебьерн, ученик Марии Кюри, открыл третье радиоактивное вещество, которое назвал актинием.

В 1903 г. Мария и Пьер Кюри получили Нобелевскую премию по физике «за выдающиеся заслуги в совместных исследованиях явлений радиации». Супруги задумываются над созданием собственной лаборатории и даже института радиоактивности. Их затея была воплощена в жизнь, но гораздо позже.

В 1905 г., за год до своей трагической гибели в Париже вследствие дорожного происшествия, Пьер Кюри, завершая лекцию в связи с присуждением ему в 1903 г. Нобелевской премии говорил: «В преступных руках радий может стать весьма опасным, и мы можем теперь задать себе вопрос, выигрывает ли человечество от знания секретов природы, вполне ли оно созрело, чтобы пользоваться ими, не принесет ли ему вред это знание. Пример открытия Нобеля весьма характерен. Наличие мощных взрывчатых веществ сделало возможным проведение грандиозных работ. Но вместе с тем взрывчатые вещества являются страшным средством разрушения в руках преступников, вовлекающих народы в войну. Я склонен придерживаться точки зрения Нобеля, что человечество извлечет из новых открытий больше хорошего, чем плохого» (Le prix Nobel en 1903. - Stockholm, 1906).

В 1911 г. Склодовская-Кюри получила Нобелевскую премию по химии «за выдающиеся заслуги в развитии химии: за открытие элементов радия и полония, выделение радия и изучение природы и соединений этого замечательного элемента». Склодовская-Кюри стала первым дважды лауреатом Нобелевской премии и на сегодняшний день единственной женщинойлауреатом в мире.

Мария Склодовская-Кюри скончалась в 1934 г. от лейкемии. Смерть ее служит трагическим уроком: работая с радиоактивными веществами, она не принимала никаких мер предосторожности и даже носила на груди ампулу с радием как талисман.

В 1934 г. Ирен и Фредерик Жолио-Кюри описали явление искусственной радиоактивности. Закрыв отверстие конденсационной камеры тонкой пластинкой алюминиевой фольги, они облучали образцы бора и алюминия α-радиацией. Было обнаружено, что некоторые из подвергаемых анализу образцов алюминия и бора превратились в новые химические элементы. Более того, эти новые элементы были радиоактивными: алюминий, поглощая два протона и два нейтрона α-частиц, превращался в радиоактивный фосфор, а бор - в радиоактивный изотоп азота. Поскольку эти неустойчивые радиоактивные элементы не были похожи ни на один из естественно образующихся радиоактивных элементов, ясно было, что они созданы искусственным путем. Впоследствии супруги Жолио-Кюри синтезировали большое число новых радиоактивных элементов.

Фредерик Жолио-Кюри контролировал строительство одного из первых во Франции циклотронов, в котором при проведении исследований в качестве источника α-частиц должны были использоваться радиоактивные элементы.

В 1935 г. Фредерику и Ирен Жолио-Кюри совместно была присуждена Нобелевская премия по химии «за выполненный синтез новых радиоактивных элементов» (рис. 1-21).

Метод радиоактивной индикации с использованием природных изотопов в 1913 г. впервые применил венгерский химик Дьердь де Хевеши (известен также как Георг Чарльз де Хевеши, или Георг Карл фон Хевеши). В 1943 г. он был награжден Нобелевской премией в области химии (рис. 1-22).

Французский ученый и радиолог Лакассань Антуан Марселлен Бернар (1884-1971) одним из первых изучал канцерогенное действие ультрафиолетовых и рентгеновских лучей, α-, β- и γ-излучений. В 1925 г. (совместно с П. Эмилем-Вейлем) дал анализ возникновения пернициозной анемии и миелоидной лейкемии у людей, работающих с радиоактивными веществами.

Американский физик-экспериментатор Карл Давид Андерсон (рис. 1-23) получил первое прямое доказательство существования позитрона, облучив другие материалы γ-лучами, произведенными карбидом тория (ThC), что привело к образованию электронпозитронных пар. Без этого невозможно было бы создать в дальнейшем позитронно-эмиссионную томографию (ПЭТ). За свою работу Андерсон совместно с Виктором Гессом был награжден Нобелевской премией в области физики за 1936 г. Так возникли предпосылки для развития радионуклидной диагностики.

В 1929 г. немецкий хирург и уролог Вернер Форсман (рис. 1-24) впервые в мире разработал способ катетеризации сердца, испытал его на себе, проведя зонд через локтевую вену в правое предсердие. В 1931 г. он применил этот способ для ангиокардиографии. Эксперименты В. Форсмана были продолжены в 1936 г. Д. Ричард сом и А. Кур наном из Колумбийского университета, которые показали, что таким способом можно безопасно измерять давление и состав крови внутри сердца. В 1956 г. В. Форсман, А. Курнан и Д. Ричардс были награждены Нобелевской премией в области физиологии и медицины «за открытия, связанные с катетеризацией сердца и изучением патологических изменений в системе кровообращения».

После Второй мировой войны стала быстро развиваться ангиография и радионуклидная диагностика. Методы радионуклидной индикации были впервые использованы в клинической практике в 1927 г., когда Блумгарт и Вейс применили газ радон для того, чтобы оценивать гемодинамику у больных с сердечной недостаточностью.

В 1963 г. Д. Ангер разработал сцинтилляционную камеру, заложив техническую основу метода радионуклидной визуализации - сцинтиграфии. Через 3 года фирма Ohio Nuclear (США) освоила промышленный выпуск γ-сцинтиляционных камер. В последующие годы, используя γ-камеру Д. Ангера как прототип, ведущие мировые производители медицинского оборудования выпустили на рынок множество самых разнообразных моделей этого аппарата.

В 1964 г. американский врач Чарльз Дотер и его ассистент М. Джадкинс впервые в мире смогли пройти проводником (специальная металлическая струна для катетеризации сосудов по методике С. И. Сельдингера, предложенная в 1953 г.) просвет окклюзированной подвздошной артерии, что дало толчок развитию новой области медицинской диагностики - интервенционной радиологии.

Триумфальный успех швейцарского врача Андреаса Грюнцига, который в 1974 г. впервые выполнил баллонную ангиопластику коронарной артерии, закрепил лидирующее положение интервенционной радиологии в лечении многих заболеваний.

Основателем ультразвуковой диагностики считается австрийский невролог, психиатр Карл Теодор Дуссик, впервые применивший ультразвук с диагностической целью. Он определял местонахождение опухолей головного мозга, измеряя интенсивность ультразвуковой волны, проходившей сквозь череп (рис. 1-25, 1-26).

В 1947 г. К. Т. Дуссик представил результаты исследований и назвал свой метод гиперфонографией. Однако позже немецкий клиницист В. Гуттнер и соавт. (1952) патологию на таких ультразвуковых снимках расценили как артефакты, поскольку К. Т. Дуссик за патологические образования принимал ослабленные отражения ультразвуковой волны от костей черепа.

Джордж Деринг Людвиг (США, 1946) проводил эксперименты на животных, выявляя инородные тела (в частности, конкременты в желчном пузыре) с помощью ультразвуковых волн (рис. 1-27, 1-28). Через 3 года результаты его исследований были официально обнародованы. При этом автор отметил, что отражение ультразвуковых волн от мягких тканей мешает достоверной интерпретации полученных результатов такой ультразвуковой диагностики. Оптимальная частота ультразвука, согласно данным исследователя, составляет 1,0-2,5 МГц.

Английский хирург Джон Джулиан Уайлд в 1950 г. начал исследование по выяснению возможности применять ультразвук для диагностики хирургической патологии - кишечной непроходимости. Работая в США совместно с инженером Д. Нилом, он обнаружил, что злокачественные опухоли желудка обладают большей эхогенной плотностью по сравнению со здоровой тканью. Впоследствии это отметил в своих исследованиях и Д. Р. Рейд.

Д. Уайлд сумел разработать ультразвуковой прибор для исследования больных раком молочной железы (рис. 1-29), а также трансректальный и трансвагинальный датчики. При помощи этого прибора он увидел опухоль мозга в образце патологии и локализовал опухоль мозга у пациента после трепанации черепа.

Год спустя американский радиолог Дуглас Хоури и его коллеги (директор лаборатории медицинских исследований Джозеф Холмс и инженеры В. Блисс, Д. Посакони) разработали ультразвуковой прибор с полукруглой кюветой, имеющей окно. Пациента пристегивали ремнем к пластмассовому окну, и он должен был оставаться неподвижным в течение длительного времени исследования. Аппарат, названный сомаскопом, сканировал органы брюшной полости, а результаты исследования получили название сомаграммы.

Вскоре эти же исследователи разработали кюветный аппарат. Сидящего пациента пристегивали к видоизмененному стоматологическому креслу, напротив которого находилось пластмассовое окно полукруглой кюветы, заполненной солевым раствором (рис. 1-30).

В 1952 г. в США был основан Американский институт ультразвука в медицине (AIUM). Джозеф Холмс совместно с инженерами сконструировал рычажный, управляемый оператором ультразвуковой аппарат, который уже мог перемещаться над пациентом (рис. 1-31).

В 1963 г. в США был разработан первый контактный аппарат с ручным управлением. Это явилось началом этапа становления наиболее популярных статических ультразвуковых аппаратов в медицине (рис. 1-32).

Необходимо особо упомянуть Кристиана Андреаса Допплера, австрийского математика и физика, который в 1841 г. произнес речь «О колориметрической характеристике излучения двойных звезд и некоторых других звезд неба» для аудитории только в пять человек и стенографиста (рис. 1-33).

К. Допплер предположил, что наблюдаемый цвет звезды вызван спектральным сдвигом белого света и это происходит из-за движения звезды относительно Земли. Чтобы обосновать свою теорию, К. Допплер воспользовался аналогией, основываясь на передаче света и звука. Хотя его теория по отношению к свету была ошибочной, предположения ученого об изменении частоты звуковых волн оказались правильными.

В 1842 г. К. Допплер теоретически обосновал зависимость частоты колебаний, воспринимаемых наблюдателем, от скорости и направления движения источника волн и наблюдателя относительно друг друга. Это явление впоследствии было названо его именем (эффект Допплера).

В 1848 г. эффект Допплера был уточнен французским физиком Арманом Физо, а в 1900 г. экспериментально проверен А. А. Белопольским на лабораторной установке.

Впервые эффект Допплера в медицине применили для того, чтобы измерить различия во времени пробега между двумя датчиками ультразвуковых волн, перемещаемых «вверх по току» и «вниз по току» через текущую кровь. Исследования по клиническому использованию принципа Допплера проводились одновременно всем мировым научным сообществом.

Первоначальное применение этого принципа относится к работе Калмуса, который выполнил свой электронный расходомер в 1954 г. Шигео Сатомура, физик из университета г. Осаки, также стал пионером использования принципа Допплера в ультразвуке. В 1956 г. Сатомура опубликовал свои данные по сигналам Допплера, которые генерировались движением сердечного клапана. Дополнительно были исследованы нормальное и патологическое движение клапана - это был атравматичный метод диагностики болезни клапана.

Группа из Сиэтла в составе Бейкера, Ваткинса и Рейда начала работать над допплеровской пульсирующей волной в 1966 г.; они были одними из первых, кто создал такой прибор к 1970 г. Последующее усовершенствование микропроцессоров этих приборов сделало доступным отображение цветного потока Допплера. Эта новая технология улучшила способность оборудования обнаруживать бляшку и тромб и количественно определять гемодинамическое значение изменений в сонных артериях.

Среди других первопроходцев в сфере допплеровского ультразвука был Каллаган, который выполнил эксперименты по оценке биения сердца плода с помощью ультразвука.

Первый Всемирный конгресс ультразвуковой диагностики в медицине состоялся в 1966 г. в Вене, второй - в 1972 г. в Роттердаме. В 1977 г. было основано Британское медицинское общество ультразвука (British Medical Ultrasound Society, BMUS).

Таким образом, с конца 50-х гг. прошлого века в разных странах (США, Германия, Великобритания, Австралия, Швеция, Япония) начали проводить исследования с целью проверить, можно ли применять ультразвук для диагностики заболеваний внутренних органов. В основе этих исследований лежали принципы гидролокации (A-режим ультразвуковых волн) и радиолокации (B-режим).

В 1953 г. шведские ученые И. Эдлер и К. Х. Герц получили первое ультразвуковое изображение сердца.

Исследования по использованию ультразвуковой диагностики в медицине проводились также и в СССР. В 1954 г. на базе Акустического института АН СССР было создано отделение ультразвука под руководством профессора Л. Розенберга. Первые упоминания об использовании ультразвуковой диагностики в терапии датируются 1960 г.

Отечественный Научно-исследовательский институт медицинских инструментов и оборудования выпускал экспериментальные ультразвуковые аппараты «Ekho-11», «Ekho-12», «Ekho-21», «UZD-4» (1960); «UZD-5» (1964); «UTP-1», «UDA-724», «UDA-871» и «Obzor-100» (начало 1970-х годов). Эти приборы предназначались для использования в офтальмологии, неврологии, кардиологии и других областях медицины, однако, согласно распоряжению правительства, так и не были внедрены в практическую медицину. Только с конца 1980-х гг. ультразвуковая диагностика начала постепенно внедряться в советскую медицину.

Использование эхокардиографии в авиакосмической медицине стало пионерским направлением в СССР. С конца 1970-х гг. группа врачейисследователей из НИИ кардиологии, Института медико-биологических проблем и специалистов НИИ измерительной техники работала над созданием эхокардиографа для нужд космической медицины: «?И вот пришла победа: 3 июня 1982 г. впервые в мире с борта космической станции «Салют-7» были переданы на Землю данные ультразвукового исследования сердца. Портативный эхокардиограф «Аргумент» оказался очень удачен, и к тому же он весит всего 2,5 кг?» (Чазов Е. И. Сердце и ХХ век. - 1985).

В 1989 г. создатели и испытатели этого уникального прибора были удостоены Государственной премии СССР в области науки и техники. Комплексные ультразвуковые исследования (УЗИ) сейчас широко используются во время космических полетов как у нас в стране, так и за рубежом.

Основоположником послойного рентгенологического исследования (то мографии) стал французский исследователь А. Бокаж, который в 1921 г. получил патент на чертежи аппарата для послойного исследования. В аппарате предусматривалось синхронное перемещение рентгеновской трубки и пленки в противоположных направлениях в параллельных плоскостях при условии неподвижного положения больного. Почти через 10 лет были сконструированы первые аппараты для послойного исследования и получены послойные снимки в клинических условиях (Валлебона А., 1930; Бартелинк Д. Л., 1932). Первые работы по клинической оценке томографии легких, в частности для выявления полостей, принадлежат А. Бокажу, Х. Чаолу (1936).

В 1937 г. была предложена конструкция для поперечной томографии (Паатеро В. В., 1949), которую начали широко использовать только через 10 лет. Во время исследования выполнялось синхронное вращательное движение больного и пленки вокруг своих осей при неподвижной рентгеновской трубке.

В СССР впервые разработал и построил томограф В. И. Феоктистов в 1935 г. Он создал также и теорию томографии: в частности, дал ее математическое толкование, описал варианты конструкций томографов, обосновал возможность получения косых и изогнутых срезов, осуществил одномоментную многослойную (симультанную) томографию.

В 1941 г. была опубликована первая в мире монография Е. Л. Кевеша по томографии легких. Поперечный томограф в СССР был создан в 1952 г. Поперечную томографию изучали советские и зарубежные авторы, однако широкого распространения, особенно в пульмонологии, она не получила.

Методика послойного рентгенологического исследования легких продолжала совершенствоваться. В 1960-е гг. было предложено несколько методик продольной томографии легких в прямой, боковой и косых проекциях (Шотемор Ш. Ш. и др., 1965; Коробков В. И., 1968, и др.).

Аллан Маклеод Кормак, специалист по медицинской физике из университета Тафтса (штат Массачусетс), выходец из Южно-Африканской Республики, в конце 1950 ― начале 1960-х гг. разработал математический метод, позволивший определять поглощение рентгеновских лучей биологическими тканями. Метод Кормака позволил воссоздать изображение внутренних деталей строения тела на основе различного поглощения ими рентгеновских лучей (рис. 1-34).

Работа Кормака, хотя и была опубликована, не привлекла внимания научной общественности, а его метод оставался примитивным лабораторным способом изучения, скорее, моделей, нежели биологических тканей. Кроме того, быстродействующие компьютеры для анализа полученных результатов еще не были созданы, поэтому метод Кормака был трудоемким, требующим значительных затрат времени.

В конце 1960-х гг. было высказано мнение, что рентгенология как специальность исчерпала свои возможности и скоро прекратит свое существование. И в этот момент свершилось событие, резко изменившее представления медицинской общественности о возможностях лучевой диагностики. Изобретение рентгеновского компьютерного томографа (РКТ) с обработкой получаемой информации на электронно-вычислительной машине произвело переворот в области получения изображений в медицине.

В 1967 г. научный сотрудник звукозаписывающей компании Electric and Mu sic Industries (EMI) Годфри Ньюболд Хаунсфилд (рис. 1-35) независимо от А. Кормака начал работать над своей КТ-системой, которая оказалась очень похожа на систему А. Кормака.

Г. Хаунсфилд разработал несколько иную математическую модель, используя большой компьютер для обработки данных, и благодаря своему инженерному складу ума внедрил томографический метод исследования в практику. Вначале время, необходимое для томографии объекта, составляло 9 дней, что было связано с низкоинтенсивным источником γ-лучей, требующим длительных экспозиций. Обработка информации компьютером занимала 21 день. После замены γ-источника более мощной рентгеновской трубкой время томографии сократилось до 9 ч.

В 1971 г. в госпитале Аткинсона Морли в Уимблдоне был сконструирован и смонтирован первый прототип томографа - прибора, дающего послойные изображе ния человеческого тела. В 1972 г. была сделана первая томограмма головного мозга женщины с подозрением на его поражение, и полученное изображение отчетливо показало наличие темной округлой кисты.

Г. Хаунсфилд описал создание компьютерно-томографических приборов в сборнике ежегодных конференций Британского института в Лондоне и в декабре 1973 г. написал статью «Компьютеризированное поперечное аксиальное сканирование: томография» (Computerized Тransverse Axial Scanning: Тomography), в которой приводил результаты клинических исследований с помощью первого серийного сканера EMI СТ 1000 (рис. 1-36). Сразу стало очевидно, что компьютерная томография (КТ) значительно прогрессивнее других методов получения изображений биологических тканей.

В 1975 г. был создан рентгеновский компьютерный томограф для исследования всего тела. Успех внедрения КТ в медицинскую практику превзошел все ожидания. Именно с этого периода началось триумфальное шествие томографических методов диагностики. Методы математического моделирования (метод обратных проекций и преобразование Фурье) стали использоваться не только для рентгеновской, но и для других видов томографии (радионуклидной, магнитно-резонансной, ультразвуковой). Эта особенность объединяет современные методы лучевой диагностики, несмотря на то что используются различные физические принципы и источники излучений.

В 1979 г. инженеру-электрику Г. Хаунсфилду и физику А. Кормаку за разработку компьютерной томографии была присуждена Нобелевская премия в области физиологии и медицины.

Г. Хаунсфилд умер 12 августа 2004 г. Именем ученого названа шкала измерения плотности среды для рентгеновских лучей, используемая в томографии, - шкала Хаунсфилда.

В СССР методы послойного исследования начали внедряться в 1977- 1978 гг. Первый КТ для исследования головного мозга был установлен в Институте неврологии (С. Б. Вавилов), а для исследования всего тела ― в Центральной клинической больнице (С. К. Терновой) (рис. 1-37, 1-38).

Первые КТ были шаговыми, т. е. система трубка-детекторы делала оборот в одну сторону и останавливалась (дальнейшее движение ограничивали высоковольтные кабели), при этом стол перемещался на толщину среза. Затем следовала пауза, и трубка с детекторами делала оборот в противоположную сторону. Клиническое применение КТ ограничивалось относительно длительным временем получения одной томограммы (среза) - около 2-4 с, и при исследовании протяженных анатомических областей могли возникать артефакты от движений пациента, дыхания, перистальтики. Было трудно выполнять исследования с внутривенным контрастированием, так как контрастное вещество быстро вымывалось из исследуемой области.

Практическая реализации скоростной КТ началась в 1983 г., когда был создан электронно-лучевой томограф (ЭЛТ) (Иматрон, Бойд). Временная разрешающая способность была сокращена до 100-50 мс, и при исследовании была применена проспективная кардиосинхронизация. Последнее позволило, избегая излишнего вмешательства методов математического моделирования, выполнять исследование сердца в реальном масштабе с нормальным качеством. Внедрение данного прибора в кардиологию позволило определить достоинства и недостатки методов послойного исследования в кардиологии.

В 1989 г. благодаря сложным техническим инновациям КТ перестала быть шаговой: исследования стали возможны при одной задержке дыхания пациентом - появилась спиральная компьютерная томография (СКТ). Это определило ведущую роль метода как универсальной и стандартизированной методики.

При СКТ постоянно включенная рентгеновская трубка совершает вращательные движения вокруг стола, который в то же время перемещается перпендикулярно плоскости сканирования. КТ стала объемной, благодаря чему исключался риск пропустить мелкие патологические очаги или структуры, что случалось при традиционной КТ из-за разной глубины вдоха, когда пациент задерживал дыхание. Кроме того, методика стала универсальной, так как применение стандартного протокола исследования гарантирует, что повторное исследование на любом другом аппарате даст сопоставимый результат. Это исключительно важно как для контроля за развитием или регрессией процесса, так и для проведения скрининга.

При СКТ появилась возможность быстро выполнять исследование в определенную фазу (артериальную, венозную) прохождения контрастного вещества через сосуды, что способствовало созданию новой методики - КТ-ангиографии. В 1998 г. был сделан еще один шаг вперед в развитии метода - появились мультиспиральные КТ (МСКТ).

КТ - один из наиболее часто используемых в современной медицине лучевых методов диагностики. По мнению большинства специалистов, создание КТ по своей значимости сопоставимо с открытием рентгеновских лучей.

Во второй половине ХХ в. арсенал методов диагностики существенно обогатился за счет создания магнитнорезонансной томографии (МРТ). Хотя о МРТ часто говорят как о новом методе диагностики, это не так. Немецкие физики работали с явлением магнитного резонанса (МР) еще до Второй мировой войны, так что, если бы В. К. Рентген прожил немного дольше, он, быть может, участвовал бы и в создании МРТ (рис. 1-39).

История появления и развития МРТ весьма интересна. В отличие от открытия В. К. Рентгена, которое практически моментально (за считанные недели) нашло применение в медицине, открытие феномена ядерного магнитного резонанса (ЯМР) в 1946 г. американскими физиками Феликсом Блохом и Эдвардом Парселлом (Нобелевские лауреаты в области физики за 1952 г.) (рис. 1-40, 1-41) в течение почти 20 лет не привлекало внимания специалистов, разрабатывающих методы диагностики.

Известно, что первая статья Пола Лаутербура (рис. 1-42) - физика, впервые получившего МР-изображение в эксперименте, - была первоначально отвергнута уважаемым английским научным журналом Nature по причине ее «малой значимости».

В дальнейшем Питер Мэнсфилд (рис. 1-43) внес огромный вклад в разработку импульсных последовательностей для МРТ и техники быстрых МР-исследований, благодаря чему метод завоевал признание врачейрадиологов.

Долгие годы медицинская общественность обсуждала, когда же создатели МРТ получат заслуженную награду - Нобелевскую премию в области медицины. И, наконец, 6 октября 2003 г. П. Лаутербур и П. Мэнсфилд заслуженно получили эту престижную награду.

Как это часто бывает, вручение премии не обошлось без скандала. Американский врач Реймонд Дамадьян устроил шумиху в прессе, обвиняя Нобелевский комитет в предвзятости и необъективности. Он считал, что есть лишь один кандидат на эту премию - сам Р. Дамадьян. Надо сказать, что этот ученый действительно очень многое сделал для развития метода. Он считал, что с помощью количественного анализа МР-сигнала (но не на основании изображений!) и расчета времени релаксации можно будет с высокой степенью достоверности отличать злокачественные ткани от здоровых. Эта гипотеза оказалась ложной, но упорство Р. Дамадьяна в ее развитии и отстаивании вызвало рост интереса к использованию МР в медицине. Р. Дамадьян ния человека, создал фирму («Фонар») по производству МР-систем, но он, конечно, был не единственным, кто стоял у истоков метода. Хорошо известно, что Нобелевский комитет никогда не меняет своего решения.

В 1983 г. в мире появились первые единичные МР-системы серийного производства. В СССР были созданы экспериментальные образцы МРТ, а в конце 1984 г. в Кардиологическом научном центре АМН СССР был установлен первый серийный томограф «Брукер». В том же году были опубликованы первые результаты по сравнению данных КТ и МРТ у пациентов с патологией головы и шеи (Ю. Н. Беленков, С. К. Терновой, В. И. Шмырев). Результаты первых клинических исследований сердца опубликованы в 1988 г. (В. Е. Синицын).

В 1991 г. Ричард Эрнст был удостоен Нобелевской премии в области химии за разработку методов магнитно-резонансной спектроскопии (МРС) (рис. 1-44).

Какие же сдвиги произошли в развитии метода за последние годы? Прежде всего, неузнаваемо изменились сами томографы. Внешне они выглядят почти так же, но их возможности возросли многократно.

Первые МР-системы были низкопольными - они имели силу поля 0,02-0,35 Тл. Потом, стараясь получить более сильный сигнал от протонов, производители стали уделять большое внимание выпуску высокопольных (1,0-1,5 Тл) систем. В первой половине 90-х гг. ХХ в. качество изображений более экономичных низко- и среднепольных систем удалось существенно улучшить, и их доля в числе установленных приборов стала увеличиваться. В западных странах она достигала 30-35% установленных систем, в нашей стране превышала 90%. Тем не менее со второй половины 1990-х гг. стало очевидным, что полный спектр возможностей МРТ (магнитнорезонансная ангиография - МРА, исследования сердца, быстрая томография, исследования скорости кровотока, спектроскопия) в наибольшей степени можно использовать только на высокопольных системах. Поэтому в западных странах в большинстве новых МР-систем вновь стали использовать томографы с высоким полем. В последние годы в России также было установлено значительное количество высокопольных МР-систем. Изменилась и конструкция магнитов.

С 2000 г. все ведущие производители оборудования предложили компактные (сопоста ви мые по размерам и требованиям к уста новке с 1,5 Тл машинами) МРТ с силой поля 3 Тл. Необходимость в клиническом использовании этих томографов до сих пор остается предметом дискуссий.

Диагностические возможности МРТ значительно расширяются при использовании контрастных средств (КС). Трудно себе представить, что до 1987 г., когда в Европе началось клиническое применение МРТ (в нашей стране это случилось, к сожалению, позже - в 1993 г.), у радиологов не было возможности применять при МРТ контрастные вещества. К настоящему времени создано большое количество парамагнитных гадолиниевых КС общего назначения.

На очереди появление органоспецифических контрастных агентов. Первыми препаратами такого ряда стали средства для исследований печени, такие как мангафодипир^¤ (тесласкан^♠), гадоксетовая кислота (примовист^♠). Ведутся активнейшие разработки внутрисосудистых КС (гадомер-17, MS-325). Получены интереснейшие результаты при использовании сверхмелких оксидов железа (USPIO) для выполнения МР-лимфографии.

Появились работы по применению МРТ для изучения паренхимы легких, тонкой и толстой кишки, желудка - органов, исследование которых с помощью нового метода диагностики еще 10-15 лет назад никто не мог представить. Произошли большие сдвиги в клиническом использовании МРС.

Важнейшая особенность метода - его быстрое развитие и совершенствование. Оглядываясь назад, анализируя настоящее и вглядываясь в будущее, можно утверждать, что МРТ, появившуюся в последней четверти ХХ в., можно назвать методом диагностики нового столетия.

На сегодняшний день актуальна молекулярная диагностика (molecular imaging), при которой становится возможным очень раннее выявление болезней благодаря обнаружению «больных» клеток или даже молекул. Считается, что в этом будущее лучевой диагностики. В настоящее время этой цели можно достичь при помощи радионуклидных методов (ПЭТ), однако возможно использование и новейших методик МРТ и МСКТ.

Таким образом, подходы к использованию различных методов лучевой диагностики должны основываться, с одной стороны, на клинической и диагностической целесообразности, а с другой - на анализе взаимоотношения эффективность-затраты. Развитие службы лучевой диагностики должно учитывать как современные тенденции в применении новых методов, так и структуру заболеваемости населения и реальные потребности службы здравоохранения.

Кацман А. Я. Медицинская рентгенотехника. - М.: Медгиз, 1957. - 665 с.

Лауреаты Нобелевской премии: Энциклопедия: Пер. с англ. - М.: Прогресс, 1992.

Лебедев П. Н. Собрание сочинений. - М., 1913.

Льоцци М. История физики. - М.: Мир, 1970. - 464 с.

Позмогов А. И., Терновой С. К., Бабий Я. С., Лепихин Н. М. Томография грудной клетки. - Киев, 1992. - 288 с.

Рентген В. О новом роде лучей. - Л., 1933. - 116 с.

Синицын В. Е., Терновой С. К. Магнитно-резонансная томография в новом столетии // Радиология. - 2005. - № 4. - С. 23-29.

Терновой С. К., Атьков О. Ю. Возможности лучевых методов в неинвазивной диагностике сердечно-сосудистых заболеваний: Актовые лекции. - М., 2002. - 28 с.

Терновой С. К., Синицын В. Е. Развитие компьютерной томографии и прогресс лучевой диагностики // Радиология. - 2005. - № 4. - С. 17-22.

Томас В. К. Три письма русских физиков В. К. Рентгену. Из истории физики // Успехи физических наук. - 1966. - Т. 90. - № 3. - С. 541-544.

Воrgman I. I., Gerchun A.L. Wirkung der Röntgenstrahlen auf die elektrostatischen Ladungen und die Funkenstrecke // C. r. Acad. Sci. - 1896. - Vol. 122. - P. 378.

Dussik K. T. Uber die moglichkeit hochfrequente mechanische schwingungen als diagnostisches hilfsmittel zu verwerten // Z. Neurol. Psychiat. - 1942. - Bd 174. - S. 153.

Goldberg B. B., Gramiak R., Freimanis A. K. Early history of diagnostic ultrasound: the role of American radiologists // AJR. - 1993. - Vol. 160. - P. 189-194.

Lehedeff. Photographien mit Röntgenschen Strahlen // Münch. Med. Wschr. - 1896. - Bd 43. - S. 284.

Maulik D. Doppler Ultrasound in Obstetrics and Gynecology. - New York: Springer, 1997.

Wild J. J. The use of ultrasonic pulses for the measurement of biologic tissues and the detection of tissue density changes // Surgery. - 1950. - Vol. 27. - P. 183-187.

White D. N. Neurosonology pioneers // Ultrasound Med. Biol. - 1988. - Vol. 14. - P. 541-561.

Краткая история развития рентгенотехники

В России первый серийный рентгеновский аппарат был создан профессором А. С. Поповым в Кронштадтской военно-морской академии через 2 года после открытия, сделанного В. К. Рентгеном.

Первые рентгеновские аппараты, созданные в СССР в первые десятилетия советской власти, были построены на однофазных полуволновых схемах выпрямления или мостовых четырехвентильных, где в качестве вентилей использовались вакуумные высоковольтные диоды-кенотроны.

В послевоенные годы в СССР появились первые трехфазные схемы выпрямления, а высоковольтные вакуумные выпрямители кенотроны заменили полупроводниковые кремниевые выпрямители. В 1960-е гг. в России были созданы первые электронные усилители рентгеновского изображения (УРИ), заменившие флюоресцентный экран для рентгеновского просвечивания, построенные на рентгеновских электронно-оптических преобразователях (РЭОП). Это позволило увеличить яркость рентгеновского изображения во много раз, а телевизионный канал, введенный в выходной узел УРИ, обеспечил дистанционную работу рентгенолога за пределами процедурной рентгеновского кабинета. Среднее отставание уровня отечественной рентгеновской промышленности от среднеевропейского уровня составляло в те годы 5-7 лет.

К концу XX в. во всех видах рентгеновской диагностики начали применять цифровые детекторы, которые заменили традиционную, просуществовавшую более 100 лет рентгеновскую пленку с усиливающими экранами, предложенными еще Т. А. Эдиссоном.

В СССР производством медицинской рентгеновской аппаратуры занимались четыре завода: «Мосрентген», «Актюбрентген», «Севкаврентген» и «Киевское производственное объединение медицинской аппаратуры». Их производство покрывало около 80% потребности отечественного здравоохранения в рентгеновской технике. На заводах было занято более 10 тыс. рабочих мест. Примерно столько же составляли рабочие места производителей комплектующих элементов, и еще столько же приходилось на расходные материалы и сменные устройства.

Остальные 20% наиболее высокотехнологичной аппаратуры (РКТ, ангио графы, остеоденситометры) закупались за рубежом. После развала СССР киевское и актюбинское предприятия оказались в ближнем зарубежье: на Украине и в Казахстане. Завод «Мосрентген» был перекуплен и перепрофилирован. Завод «Севкаврентген» в Кабардино-Балкарии так и не сумел достичь среднеевропейского уровня.

Тем не менее отечественная рентгеновская промышленность не погибла. Буквально за 2-3 первых года перестройки в Российской Федерации появился десяток фирм, созданных молодыми физиками и инженерами, которые в кратчайшие сроки сумели организовать производство отечественной рентгеновской аппаратуры, не уступающей по уровню европейским моделям. Такая возможность возникла прежде всего потому, что за годы развития рентгенотехники в СССР сформировалась эффективная научная школа ученых и исследователей, способных создавать высокотехнологичную рентгеновскую технику (В. К. Шмелев, В. В. Дмоховский, А. Г. Сулькин, Д. И. Богданов, Н. Н. Блинов, А. С. Шварцман, Н. И. Туманов, Н. И. Комяк, В. Н. Подгорный, О. С. Чистяков, Г. Я. Надыкто, В. Л. Ярославский, Ф. Г. Го релик и др.).

Принципы производства рентгеновской аппаратуры в РФ значительно отличаются от принятых в СССР, где все до последней гайки должно было быть отечественным. В современной отечественной рентгенодиагностической аппаратуре доля импортных деталей составляет 20-70%.

На рис. 3-1 показан рентгенодиагностический аппарат общего назначения «РУМ-20М» в составе, обеспечивающем работу на трех рабочих местах. Аппарат выпускался в СССР с 1970 по 1995 г. заводом «Мосрентген». За эти годы выпущено более 17 тыс. таких комплексов. Аппарат снабжен двумя излучателями (5 и 11), один из которых установлен на поворотном столе-штативе (9), другой - на напольно-потолочном штативе (13). Оба излучателя снабжены регулируемыми диафрагмами (12). Помимо этого имеется стол (14) для размещения пациента и производства снимков в его горизонтальном положении, стойка (10), позволяющая снимать пациента в вертикальном положении, и приставка для томографии (15), с помощью которой можно выполнять горизонтальную линейную томографию на столе снимков. Приемниками излучения в столе (14) и стойке (10) служат кассеты с усиливающими экранами. В качестве приемника в поворотном столе-штативе используют УРИ ― усилитель рентгеновского изображения (6), а также кассету с усиливающими экранами и пленкой для прицельной рентгенографии, т. е. для производства снимков в процессе просвечивания.

Аппарат общего назначения должен быть снабжен отсеивающими растрами и ионизационными камерами экспонометра, устанавливаемыми в решетки стола, стойки и экраноснимочного устройства (ЭСУ) поворотного стола-штатива.

Усилитель изображения обычно снабжен собственным экспонометром. Кроме того, в аппарате с УРИ имеется стабилизатор яркости (1) входного экрана.

Рентгеновское питающее устройство аппарата состоит из пульта управления (7), шкафа с электрическими элементами (3) и высоковольтного бака (4), содержащего высоковольтный трансформатор, трансформаторы накала, высоковольтные выпрямители и высоковольтные переключатели для поочередного подключения излучателей (5 и 11) к напряжению питания. Бак (4) наполнен трансформаторным маслом.

Комплект, представленный на рис. 3-1, долгое время был типичным для кабинетов общей рентгенодиагностики.

В советское время научные силы страны были сосредоточены преимущественно в крупных отраслевых НИИ и технических университетах. На заводах-производителях существовали конструкторские бюро и небольшие научно-исследовательские отделы, способные модернизировать выпускаемую продукцию и создавать новые модели. После завершения Великой Отечественной войны начала бурно развиваться атомная наука и промышленность. Ряд новых технологических решений этой отрасли можно было использовать в технике для лучевой диагностики и терапии. Помимо четырех упомянутых выше заводов - производителей рентгеновской техники, развитием новых методов рентгенодиагностики в период восстановления разрушенного войной хозяйства занимались головные НИИ медицинского профиля: Центральный научно-исследовательский рентгенорадиологический институт - ЦНИРРИ (Ленинград) и Московский научноисследовательский рентгенорадиологический институт - МНИРРИ. Проблемы развития рентгенорадиологической техники привлекали предприятия оборонного комплекса, и прежде всего Минатома: ФИАН им. П. Н. Лебедева, Всероссийский научно-исследовательский институт радиационной техники (ВНИИРТ, Москва), позднее переименованный во ВНИИТФА, Институт ядерной физики им. Г. И. Будкера (Новосибирск), Институт телевидения (Ленинград), которые в свободное от совершенствования атомного оружия время создавали УРИ, кобальтовые терапевтические установки, медицинские ускорители, внутриполостные и внутритканевые γ-аппараты и комплекты радиохимфармпрепаратов для ядерной медицины. К сожалению, медицинское направление для оборонной отрасли всегда было второстепенным, а значит, редко соответствовало передовому уровню науки. Профильные заводы-изготовители рентгеновской техники также не имели в полной мере стимулов для быстрого освоения новой техники, так как в плановом порядке поставлялась и старая.

Вот почему к 1960 г., после ликвидации совнархозов, началось перераспределение промышленности по министерствам. Рентгеновские заводы при этом отошли к Министерству приборостроения, а НИИ остались в ведении оборонных министерств. Освоение новой техники стало еще более проблематичным. Но научные исследования продолжались.

С 1960 по 1970 г. во ВНИИРТ были разработаны и изготовлены в опытных образцах вполне современные рентгенодиагностические комплексы «РУМ-15», «РУМ-16», «РУМ-18», «РУМ-19», «РУМ-20», «РУМ-22» и терапевтические аппараты «РУМ-13», «РУМ-17», «РУМ-21», «РУМ-23». Из этого перечня только диагностический комплекс «РУМ-20» и его варианты: «РУМ-20М», «Рентген-30», «Рентген-40» и терапевтический «РУМ17» - были освоены в серийном производстве и выпускались около двадцати лет всеми рентгеновскими заводами страны. В эти же годы на заводе «Актюбрентген» были созданы и освоены серийно базовый флюорограф «12Ф7» с отечественной камерой «КФ-70» («ЗОМЗ»), палатные аппараты «9Л-3», «12П-6» (рис. 3-2).

При этом в каждом разработанном рентгеновском комплексе не было ни одной зарубежной детали - только свои, отечественные. В создании комплекса «РУМ-20» принимали участие десятки предприятий «девятки» - девяти промышленных силовых министерств СССР. Для этого аппарата были специально созданы гибкие высоковольтные кабели на 75 кВ (Мытищи), сильноточные симисторы на 150 А [Всесоюзный электротехнический институт (ВЭИ), Москва], кремниевые высоковольтные выпрямители (Ставрополь), заменившие электровакуумные отечественные кенотроны производственного объединения «Светлана» (Ленинград), электронный усилитель рентгеновского изображения УРИ230/150 «Сапфир» [Московский электроламповый завод (МЭЛЗ), Москва] с телевизионным каналом ВНИИ телевидения (Ленинград) и серия рентгеновских трубок с вращающимся анодом на 150 кВ с фокусами 0,3×0,3, 1,2×1,2, 2×2 мм² [Опытное конструкторское бюро рентгеновского производства (ОКБРП) «Светлана»].

Создание каждого из этих комплектующих изделий потребовало глубоких исследований и научных поисков. В конструкции аппарата «РУМ-20» были внедрены десятки отечественных изобретений. В процессе разработки были проведены исследования переходных процессов в 6-и 12-вентильных схемах выпрямления, созданы теория расчета главной цепи рентгеновского аппарата, принципы выбора схем быстродействующей синхронной и несинхронной коммутации, принципы рентгеновской экспонометрии, тепловых процессов в трубках с вращением анода, теория формирования изображения в рентгеновских электронно-вакуумных преобразователях (РЭОП).

Специалисты МНИРРИ совместно с учеными Научно-исследовательско го института интроскопии (НИИИН) прочитали более 1400 ч лекций в различных регионах СССР, что позволило в кратчайший срок обучить персонал медицинских учреждений работе на аппаратах нового поколения.

Подготовка и реализация серийного освоения трехфазных рентгеновских диагностических комплексов нового поколения типа «РУМ-20» с 1960 по 1975 г. потребовали титанических усилий. Три раза Министерство приборостроения вынуждено было сменить руководство завода «Мосрентген». Приказом по Минприбору управление этим сложнейшим процессом было возложено персонально на директора головного института Минприбора (НИИИН) доктора технических наук, профессора, академика РАН В. В. Клюева, который 2 года каждый понедельник собирал на заводе «Мосрентген» оперативные совещания и давал еженедельные задания. Для создания электронных усилителей рентгеновского изображения «Сапфир» с телевизионным каналом потребовалось 17 постановлений ЦК и Совета министров СССР.

Через 10 лет после начала разработки серийный выпуск аппарата «РУМ20» был организован. За истекшие годы было поставлено в лечебную сеть около 17 тыс. аппаратов - больше, чем какой-нибудь другой рентгенодиагностической аппаратуры в мире.

В последние годы существования СССР (1980-1985) был совершен еще один прорыв в области медицинского рентгеноаппаратостроения: ОКБРП «Светлана», ВНИИИ медицинской техники, МНИРРИ и группой отечественных врачей-маммологов из Москвы и Ленинграда был создан и успешно освоен в производстве микрофокусный маммограф «Электроника-М», уникальный по своим весогабаритным характеристикам и стоимости.

Для маммографа «Электроника-М» были созданы специальные микрофокусные трубки с диаметром фокусного пятна 40 мкм, вакуумные кассеты, высокочувствительный усиливающий экран на основе двуокиси иттрия «ЭУИ-4». Создание маммографа «Электроника-М» позволило решить проблему профилактики при исследованиях молочной железы женщин. Было выпущено более 2 тыс. аппаратов. Группа ученых и врачей получила премию Совета министров СССР за 1989 г.

Следует упомянуть еще одну оригинальную научную разработку ученых СССР. В 1970-х гг. для экономии расходных материалов (серебросодержащей пленки и фотохимикатов) предприятиями Минприбора, рентгенологами Центрального военно-медицинского управления (ЦВМУ), специалистами Каунасского института электрографии был разработан процесс получения рентгеновского изображения с помощью специальных светочувствительных селеновых пластин на обычной бумаге, названный «электрорентгенография». Были созданы сотни электрорентгенографов, работающих с любыми рентгеновскими аппаратами, организовано массовое производство селеновых пластин, сэкономлены десятки тонн серебра за счет экономии рентгеновской пленки. Группа инженеров и врачей была награждена Государственной премией СССР. Однако процесс электрографии не смог конкурировать с новыми цифровыми возможностями рентгенографии и исчез из рентгенологической практики в конце 1980-х гг.

Распад СССР и уничтожение его промышленности совпали по времени с глобальной технической революцией в лучевой диагностике, вызванной внедрением цифровых методов обработки и преобразования медицинских изображений. Несмотря на полное отсутствие финансирования научных исследований в первые годы перестройки и разрыв сложившихся научно-технических связей между разработчиками и производителями (два из четырех рентгеновских заводов СССР оказались за пределами РФ), введение свободных рыночных отношений разбудило инициативу ученых и инженеров. Это способствовало быстрому созданию ряда новых цифровых технологий преобразования рентгеновских изображений.

Первые исследования были проведены в Институте ядерной физики им. Г. И. Будкера (г. Новосибирск) в 1980-х гг. Коллективом под руководством доктора физико-математических наук А. Г. Хабахпашева был создан первый сканирующий цифровой малодозовый флюорограф ― малодозовая цифровая рентгенографическая установка «Сибирь» с оригинальной ксеноновой линейкой детекторов. Было изготовлено несколько десятков аппаратов, затем продана лицензия в Китай, документация передана на предприятие Минсредмаша в г. Бердск и на завод «Научприбор» (г. Орел), где по настоящее время продолжается выпуск этого аппарата.

Модель цифровой сканирующей приставки с твердотельной кремниевой линейкой детекторов к флюорографической защитной кабине «АПЦФ-01» была разработана Всероссийским научно-исследовательским и испытательным институтом медицинской техники (ВНИИИМТ) и ЗАО «Рентгенпром». Сканирующие технологии позволяют исключить вредное влияние рассеянного излучения на качество изображения.

Далее цифровые технологии были внедрены во флюорографические камеры по типу: экран-оптика-прибор с зарядовой связью (ПЗС-матрица). Эти исследования были проведены одновременно коллективами нескольких отечественных предприятий («Гелпик», «Медрентех», завод «Мосрентген»).

Фирмой СП «Спектр-АП» под руководством доктора технических наук Б. М. Кантера был создан оригинальный цифровой рентгеновский аппарат, обеспечивающий рентгенограмму размером 40×40 см за счет совмещения четырех секторов изображений (УРИ) диаметром 230 мм. Доза на кадр в подобной системе составляла рекордно малую величину за счет электронного усиления сигнала в УРИ.

Внедрение цифровых технологий в лучевую диагностику обусловило необходимость целого ряда научных исследований с целью изучить особенности формирования цифровых изображений; потребовало разработки новых моделей преобразования цифрового сигнала в тракте рентгенодиагностических аппаратов, методов и средств контроля за параметрами цифровых изображений.

Важнейшей научной задачей отечественного рентгеноаппаратостроения на этапе перехода к цифровым методам представления медицинских изображений в лучевой диагностике оказалось создание соответствующей нормативной базы. Для этой цели Госстандарт создал технический комитет ― по стандартизации в области лучевой диагностики, терапии и дозиметрии ТК-411. За 10 лет существования комитет возвел в ранг отечественных стандартов ГОСТ-Р примерно 70 международных стандартов и рекомендаций по технике лучевой диагностики и терапии.

Следует сказать, что многочисленные попытки вовлечь в разработки медицинской радиационной техники предприятия Минатома (Минсредмаш) в большинстве случаев закончились неудачей. Так обстояло дело с рядом попыток разработать отечественные системы для ЯМР и РКТ (Институт атомной энергии им. И. В. Курчатова, Челябинск-70 - Снежинск). Аналогичные отрицательные результаты были получены при разработке γ-камер с возможностью эмиссионной томографии.

Несколько лучше обстояло дело с терапевтической радиационной техникой. Ряд медицинских ускорителей был создан в Ленинграде, несколько моделей аппаратов для дистанционной и внутриполостной терапии типа «Агат» были созданы во ВНИИРТ (в настоящее время ВНИИТФА) и выпущены на заводе «Балтиец» (Нарва, Эстония). Медицинский ускоритель типа «Микротрон» был разработан и выпускался на предприятии НПО «Агат» Минсудпрома.

В 1990-е гг. был заключен контракт с фирмой «Филипс» об организации на ряде предприятий силовых министерств производства рентгеновской и ультразвуковой аппаратуры. В настоящее время все результаты контракта с фирмой «Филипс Челендж» практически сведены к нулю и не принесли отечественной медицинской промышленности сколько-нибудь ощутимых результатов.

Несколько экспериментальных систем для протонной терапии действуют в Дубне, Институте атомной энергии им. И. В. Курчатова, в Обнинском рентгенорадиологическом институте. Реальных надежд на серьезное практическое применение в клинической медицине отечественных систем для протонной терапии, оказывающей серьезный терапевтический эффект при онкологических заболеваниях, без значительных федеральных затрат нет.

Следует констатировать, что финансовые вложения в медицинскую технику, создаваемую специализированными силовыми ведомствами, крайне малоэффективны.

К настоящему времени отечественная промышленность производит практически всю номенклатуру изделий для общей рентгенодиагностики: маммографы, цифровые флюорографы, передвижные кабинеты на шасси автомобилей для цифровой рентгенографии и маммографии, хирургические рентгеновские аппараты типа «С-дуга», некоторые виды цифровых преобразователей рентгеновского изображения, МРТ на постоянных магнитах.

Ряд комплектующих элементов для отечественных рентгеновских аппаратов закупается за рубежом (наиболее сложные детали штативов, преобразователи рентгеновского изображения, элементы электроники, ПЗСматрицы и др.). РКТ, цифровые флат-панели, остеоденситометры, МРТ на сверхпроводящих магнитах по-прежнему импортируются.

В 1995 г. был прекращен выпуск аппаратов серии «РУМ-20», и отечественные производители приступили к серийному производству нового класса аппаратуры с инвертированием частоты. К этому же времени относятся первые разработки отечественных аппаратов для цифровой рентгенографии.

За 15 лет молодая российская рентгенотехника достигла такого уровня, что по национальному проекту «Здоровье» в 2006-2007 гг. 87% (или около 7,5 тыс.) изделий для рентгенодиагностики, поставленных в лечебную сеть страны, было отечественного производства.

Физика рентгеновского излучения

Рентгеновское излучение - коротковолновое электромагнитное излучение, возникающее при торможении электронов высоких энергий в веществе анода, на который они попадают. В спектре электромагнитных излучений рентгеновское излучение занимает место между ультрафиолетовым излучением и жестким γ-излучением (рис. 3-3). При торможении в веществе анода электроны бóльшую часть своей энергии расходуют на его нагрев и лишь малая доля (порядка 1%) превращается в энергию рентгеновского излучения.

Образовавшееся излучение делится на два вида: тормозное, имеющее непрерывный спектр энергий, и характеристическое, с дискретными длинами волн, возникающее при переходе электронов атомов вещества анода с одного энергетического уровня на другой под воздействием внешних электронов или квантов излучения. В рентгенодиагностике чаще всего используют тормозное излучение.

Для точечного источника рентгеновского излучения установлено, что интенсивность убывает обратно пропорционально квадрату расстояния до источника (так называемый закон обратных квадратов).

Зависимость интенсивности тормозного излучения, выходящего из анода трубки, от напряжения (U_а) и тока (I_а) рентгеновской трубки выражается следующим образом:

где J ₀ - интенсивность; К - коэффициент пропорциональности, зависящий от материала анода, чистоты его поверхности; R - расстояние до фокуса рентгеновской трубки.

Самое жесткое излучение в спектре, испускаемом анодом рентгеновской трубки, соответствует случаю, когда вся энергия электрона при торможении превращается в энергию излучения.

Несмотря на то что рентгеновское излучение, как и всякое электромагнитное излучение, имеет волновую природу, для ряда представлений удобно ввести понятие о квантах или фотонах рентгеновского излучения, т. е. об отдельных порциях энергии излучения.

Основное свойство рентгеновского излучения - его способность проникать сквозь вещества. Эта способность тем выше, чем больше энергия излучения, т. е. чем короче длина его волны.

Если заряд электрона - е, а разность потенциалов электрического поля, в котором он разгоняется, U_a , то максимальная энергия образованного рентгеновского кванта равна их произведению. Наряду с этим между длиной волны рентгеновского кванта (λ₀) и его энергией существует следующая зависимость:

где ? - постоянная Планка, с - скорость света, ν₀ - частота электромагнитного излучения.

Если подставить численные значения ? и с в эту формулу, можно получить для минимальной длины волны:

где U _a - выраженное в киловольтах напряжение на рентгеновской трубке.

Спектр тормозного излучения теоретически бесконечен, а практически ограничен поглощением длинноволнового излучения в промежуточных средах рентгеновского излучателя. При повышении напряжения между электродами рентгеновской трубки как коротковолновая граница спектра, так и весь спектр смещается в сторону более коротких волн. Излучение становится жестче.

Качество излучения невозможно определить какой-нибудь одной величиной. Энергетический спектр зависит от напряжения на рентгеновской трубке, от материала анода и фильтрующих свойств промежуточных сред.

Для оценки проникающей способности излучения в среде вводят понятие линейного коэффициента ослабления (μ), который показывает относительное уменьшение интенсивности излучения на единицу толщины поглотителя и имеет размерность см^-1 .

Если бы тормозное излучение имело только одну длину волны, т. е. было моноэнергетическим, было бы справедливо следующее соотношение между интенсивностью вышедшего из трубки J ₀ , прошедшего через заданный объект излучения J :

где x - толщина объекта.

Коэффициент μ зависит от длины волны моноэнергетического излучения, а также от плотности материала поглотителя. Чем больше плотность вещества, тем больше μ. Часто используют массовый коэффициент ослабления μ _m , который равен отношению линейного коэффициента ослабления к плотности вещества поглотителя (ρ):

Значение μ_m не зависит от плотности вещества и определяется лишь энергией излучения. Массовый коэффициент ослабления имеет размерность см² /г.

Поскольку тормозное излучение всегда содержит кванты различной энергии, обладающие различной проникающей способностью, выражение для тормозного излучения непригодно. На практике пользуются так называемыми эффективными значениями длины волны (λ_эф ), энергии (W _эф ), коэффициента ослабления (μ_эф ). Эффективной длиной волны тормозного излучения называют длину волны такого моноэнергетического излучения, которое в такой же степени ослабляется данным поглотителем, как и тормозное излучение.

Эффективной энергией тормозного излучения (W _эф ) называется выраженная в килоэлектрон-вольтах (кэВ) энергия такого моноэнергетического излучения, которое обладает той же проникающей способностью, что и данное тормозное излучение. Нефильтрованное (не поглощенное промежуточной средой) рентгеновское излучение имеет эффективную энергию, примерно в 2 раза меньшую, чем энергия электронов, т. е. при напряжении на рентгеновской трубке 40 кВ энергия электронов равна 40 кэВ, а эффективная энергия излучения составляет примерно 18-20 кэВ.

Эффективная энергия зависит от качества поверхности анода, на которую падают электроны, от толщины и свойств стекла выходного окна трубки и толщины масла между трубкой и выходным окном. На практике для качественной оценки рентгеновского излучения удобно пользоваться таким понятием, как слой половинного ослабления (СПО) (Δ_1/2 ). Слоем половинного ослабления называют толщину данного поглотителя, которая ослабляет интенсивность падающего на него излучения в 2 раза. Так, например, СПО для рентгеновского излучения при постоянном напряжении на рентгеновской трубке 60 кВ составляет 1 мм алюминия (Аl) или 10 мм воды.

Если излучение прошло через СПО поглотителя, то оно стало жестче, а значит, второй СПО окажется толще, чем первый. Чтобы оценить степень энергетической неоднородности спектра излучения, иногда используют такие понятия, как второй, третий СПО. В рассматриваемом примере второй СПО составит для алюминия 1,75 мм, для воды - 15,3 мм; третий слой для алюминия - 2,7 мм, для воды - 20 мм. Чем больше отличается второй СПО от первого, тем более неоднороден спектр излучения. Для моноэнергетического излучения, естественно, второй СПО равен первому.

Подобно тому как для тормозного спектра излучения существует понятие эффективной энергии, соответствующей эффективной длине волны, вводится понятие эквивалентного напряжения. Эквивалентным напряжением (U_{а экв}) называется напряжение на аноде трубки, при котором энергияэлектронов, падающих на анод, соответствует эффективной энергии (W _эф).

Зависимость между напряжением (U_a), током рентгеновской трубки (I_а) и интенсивностью излучения (J_n), прошедшего через объект исследования, может быть выражена эмпирической зависимостью:

где К ₂ - коэффициент пропорциональности, зависящий от материала анода, свойств поглотителя; n - коэффициент, зависящий от свойств поглотителя. Для условий рентгенодиагностики его часто принимают равным 5.

В рентгенодиагностических аппаратах максимальное значение напряжения (U_a) на трубке определяет максимальную энергию генерируемого излучения, а среднее значение тока трубки (I_а) - дозу излучения. Эти параметры легко измеряются приборами, а ток трубки можно использовать при оценке протекающего через трубку количества электричества (Q) за определенный промежуток времени (t):

В рентгенотехнике речь идет о максимальном значении напряжения (U) и среднем значении тока (I_а), если другие значения не оговорены особо. ^a

Ослабление первичного пучка излучения при взаимодействии с веществом происходит главным образом из-за фотоэлектрического поглощения и комптоновского рассеяния излучения атомами вещества. При поглощении кванты рентгеновского излучения полностью отдают энергию электронам атомов, которые, в свою очередь, взаимодействуют с другими электронами, создавая характеристическое излучение или теряя энергию на другие вторичные процессы. При комптоновском рассеянии рентгеновский квант лишь часть энергии отдает электрону атома, другая часть энергии сохраняется в виде рассеянного кванта. При невысоком напряжении на трубке (до 60 кВ) преобладает фотоэлектронное поглощение, при более высоком существенное влияние на ослабление оказывает комптоновское рассеяние. Рассеянное излучение отрицательно влияет на качество рентгеновского изображения. Чтобы ослабить это влияние, приходится применять специальные меры: диафрагмирование первичного пучка, использование отсеивающих растров и др.

В практике рентгенодиагностики необходимо знать основные дозиметрические характеристики рентгеновского излучения, а также единицы их измерений.

Поток энергии излучения (F) - энергия излучения, проникающего через данную поверхность за единицу времени. Единицей потока энергии является джоуль в секунду (Дж/с) или ватт (Вт).

Отношение потока энергии к площади (Δ S) через которую он проникает, называют интенсивностью излучения (J):

Единица интенсивности - ватт на квадратный метр (Вт/м²).

Важнейшее понятие - доза излучения, характеризующая излучение по его взаимодействию с веществом. Поглощенной дозой излучения (D_n) называют отношение энергии излучения (W), поглощенной в некотором объеме вещества, к массе этого объема (т).

Единицу поглощенной дозы выражают в джоулях на килограмм (Дж/кг). Практическое распространение имеет внесистемная единица рад, которая равна 100 эрг на 1 г: 1 рад = 100 эрг/г = 0,01 Дж/кг.

Мощность поглощенной дозы (Р) есть поглощенная доза (D~n) в единицу времени: Р = D _n: t .

Соответственно единицей мощности дозы является рад в секунду (рад/с) или джоуль на килограмм в секунду (Дж/кг ? с).

Интегральной поглощенной дозой (D _инт) называют полное количество энергии, поглощенной в данной облучаемой массе:

D _инт =P m · t .

Соответственно, мощность интегральной поглощенной дозы (Р _инт) равна:

P _инт =· P · m .

Единица интегральной поглощенной дозы - джоуль. Практически часто применяют внесистемную единицу грамм на рад (г × рад). Соответственно единицей мощности интегральной дозы является ватт (Вт) или г × рад/с.

Поглощенная доза ионизирующего излучения, или доза излучения, или керма (кинетическая энергия излучения, переданная данному материалу), служит для количественной оценки энергии ионизирующего излучения. Единица дозы излучения 1 грей (Гр) - такая поглощенная доза, при которой энергия в 1 Дж ионизирующего излучения любого вида передается облучаемому веществу массой 1 кг (при этом 1 Гр = 100 рад).

Мощность дозы излучения измеряется в Гр/с.

Чтобы оценивать воздействие излучения на биологическую ткань, введено понятие эквивалентной дозы (Н_T). Эквивалентная доза - произведение поглощенной дозы излучения в биологической ткани (D_п) на взвешивающий коэффициент для данного вида излучения К_T в данном элементе биологической ткани H _T =D _n · K _T.

Единицей эквивалентной дозы служит зиверт (Зв) - доза, при которой произведение поглощенной в биологической ткани дозы на взвешивающий коэффициент для данного вида излучения равно 1 Дж/кг. До настоящего времени взвешивающий коэффициент для рентгеновского излучения до 100 кэВ при вольфрамовой мишени анода в соответствии с рекомендациями МКРЗ 1985 г. принимается равным единице.

Существует еще одно понятие, применяемое для оценки воздействия излучения на организм. Эффективная доза (Н _эф ) - условное понятие, характеризующее риск отдаленных последствий при неравномерном облучении организма или его части. Иными словами, эффективная доза - такая поглощенная доза равномерного облучения, которая приводила бы к такому же риску отдаленных последствий, что и данное неравномерное облучение. Относительный риск облучения отдельного органа оценивают при помощи специального взвешивающего фактора (ω_τ). Поэтому эффективная доза определяется как сумма эффективных доз, полученных каждым органом:

Н _Σ = Σ_τ ? ω_τ ? Η_τ .

Такое сложное определение эффективной дозы в значительной степени зависит от значения взвешивающего фактора каждого органа, а также от количества органов, принятых во внимание при расчете.

Из вышеизложенного очевидно, что эффективную дозу невозможно измерить: она может быть рассчитана довольно сложным образом с весьма невысокой точностью. Достоинство эффективной дозы в том, что ее можно складывать по мере облучения.

В связи с трудностями измерения непосредственно поглощенной дозы используют понятие экспозиционной дозы, определяемой по степени ионизации вещества под воздействием излучения, так как ионизацию, характеризующуюся появлением электрического заряда, легко измерить.

Единицей измерения экспозиционной дозы признан кулон на килограмм (Кл/кг), однако гораздо чаще используют внесистемную единицу - рентген (Р). Доза в 1 Р - такая доза рентгеновского излучения, которая создает 2,083 × 10⁹ пар ионов в 1 см³ сухого воздуха при атмосферном давлении 760 мм рт.ст. (1 Р = 2,58 × 10^-4 Кл/кг).

Мощность экспозиционной дозы измеряется соответственно в амперах на килограмм (А/кг) или в рентгенах в секунду (Р/с). Чаще применяют понятие «керма в воздухе».

Между мощностью экспозиционной дозы (Р _эксп.) и интенсивностью для тормозного немоноэнергетического излучения нет однозначной зависимости в связи с различными способами определения этих величин. Для оценки мощности экспозиционной дозы, или степени ионизации, наиболее существенна энергия, затрачиваемая на образование электронов, которые возникают при взаимодействии излучения с веществом. Для оценки интенсивности важна энергия как электронов, так и рассеянного рентгеновского излучения.

Коэффициент перехода от рентгенов к зивертам или радам зависит и от энергии излучения, и от вещества, в котором происходит поглощение излучения. Так, в условиях рентгеновской диагностики (напряжение на трубке 35-125 кВ) коэффициент μ к для мышц меняется от 0,917 до 0,940, для костей - от 2,0 до 4,4. Для применяемых в рентгенодиагностике энергий этот коэффициент в общем представлении принимают равным 1.

Для общей ориентации следует привести такие примеры. Мощность экспозиционной дозы при вольфрамовом аноде, кожно-фокусном расстоянии 50 см, напряжении 80 кВ, силе тока 3 мА, толщине алюминиевого фильтра 1 мм составляет для трехфазного аппарата около 0,2-0,3 Р/с. Экспозиционная доза при кожно-фокусном расстоянии 100 см, напряжении 80 кВ, силе тока 100 мА и времени экспозиции 1 с при алюминиевом фильтре толщиной 1 мм для трехфазного аппарата составляет примерно 2,5 Р.

Мощность экспозиционной дозы и экспозиционная доза при рентгенодиагностическом исследовании определяются чувствительностью приемника излучения и геометрией исследования. Основная задача всей сложной рентгенодиагностической техники состоит в том, чтобы обеспечить высококачественное проведение исследования при минимальной дозе излучения.

Рентгеновские питающие устройства и излучатели

СОСТАВ РЕНТГЕНОВСКОГО АППАРАТА

Рентгеновский диагностический аппарат - общее название совокупности устройств, используемых для получения рентгеновского излучения и применения его в целях диагностики. В состав рентгенодиагностического аппарата входят устройство для генерирования излучения (излучатель и питающее устройство), штативы, приемники излучения.

Излучатель - источник рентгеновского излучения - обычно состоит из рентгеновской трубки и защитного кожуха, наполненного изоляционным маслом. В переносных и передвижных аппаратах в излучатель входят также высоковольтный трансформатор, выпрямители и трансформатор накала; такой излучатель называют моноблоком.

Рентгеновское питающее устройство - совокупность блоков, необходимых для питания излучателя электрической энергией, регулирования электрических параметров аппарата, защиты и управления. Часть схемы питающего устройства, обеспечивающую регулирование и подачу напряжения на рентгеновскую трубку, называют главной цепью. Штативы аппарата служат для взаимной ориентации и перемещения в зависимости от задачи исследования, излучателя, пациента и приемника излучения.

Приемник излучения - устройство для преобразования рентгеновского излучения, прошедшего через исследуемый объект, в видимое изображение или электрический сигнал. Приемником излучения может быть люминесцентный экран, усилитель изображения или кассета с усиливающими экранами и пленкой, цифровой детектор.

Самостоятельное значение имеет группа устройств, служащих для формирования поля излучения и расположенных в зависимости от назначения на излучателе, штативе или приемнике излучения. Формируют излучение в пространстве диафрагмы, тубусы и отсеивающие растры. Автоматические рентгеновские экспонометры и стабилизаторы яркости (или мощности дозы) формируют поле излучения во времени и прямо связаны с питающим устройством аппарата.

Для взаимной ориентации в пространстве излучателя, пациента и приемника излучения служат штативно-механические устройства, конструкция которых определяется прежде всего назначением аппарата и областью его применения.

По назначению рентгенодиагностические аппараты делятся на стационарные (табл. 3-1) для профилактической, общей и специальной диагностики, передвижные и переносные. К стационарным аппаратам для профилактических исследований относят флюорографические аппараты для исследования легких и других органов. Выпускают два вида аппаратов для общей диагностики: с непосредственным управлением и телеуправлением. В аппаратах с непосредственным управлением врач-рентгенолог при рентгеноскопии находится в процедурной около усилителя изображения. Телеуправляемый аппарат содержит усилитель изображения и телевизионный канал. При использовании подобного аппарата врачрентгенолог освобождается от необходимости находиться в зоне облучения рядом с пациентом у поворотного стола-штатива. Стационарные аппараты для специальной диагностики подразделяются в зависимости от исследуемых органов и задач исследования на ангиографические, дентальные, урологические, хирургические, аппараты для маммографии, для диагностики остеопороза. В зависимости от методик исследования выделяют аппараты для томографии, ортопантомографии.

Передвижную аппаратуру делят на флюорографы на шасси авто, аппараты для исследований в палатах и операционных. К этому же классу относят разборные аппараты для общей диагностики в полевых и военно-полевых условиях.

Переносная аппаратура предназначена для неотложной диагностики на дому и в других нестационарных условиях.

В ХХI в. у рентгенодиагностической аппаратуры появился еще один классификационный признак - по типу применяемых детекторов при рентгенографии: пленочные или цифровые рентгеновские аппараты для цифровой рентгенографии, флюорографии, ангиографии, маммографии, дентальные аппараты с цифровыми датчиками, аппараты для цифровой ортопантомографии.

РЕНТГЕНОВСКИЕ ИЗЛУЧАТЕЛИ

Генератор рентгеновского излучения состоит из излучателя и рентгеновского питающего устройства.

Рентгеновским излучателем называют систему, состоящую из источника излучения (рентгеновская трубка) и защитного кожуха, в котором размещается трубка.

Рентгеновская трубка - высоковольтный электровакуумный прибор. Трубка состоит из катода, чаще всего накаливаемого, служащего источником электронов, и анода, в веществе которого тормозятся электроны, ускоренные электрическим полем, приложенным к электродам трубки. Электроды трубки помещаются в стеклянный баллон, объединяющий элементы трубки в единую конструкцию. В современных трубках остаточное давление газов в баллоне достигает 10^-4 Па.

В результате бомбардировки анода потоком ускоренных электронов и торможения их на участке поверхности анода (в фокусе) возникает рентгеновское излучение, которое испускается практически равномерно в телесном угле 2π, если не считать некоторого ослабления излучения около плоскости анода. В рентгенодиагностике используется узкий пучок излучения. Для того чтобы выделить этот пучок из полусферы излучения, активную поверхность анода, на которой находится фокус, располагают под углом β к оси трубки (рис. 3-4). Используемую часть пучка излучения можно представить в виде четырехгранной пирамиды с вершиной в фокусе, ограниченной с четырех сторон шторками диафрагмы. Высоту пирамиды, перпендикулярную к оси трубки, называют центральным лучом или осью пучка. Наибольший угол между гранями пирамиды равен 2β. Остальная часть излучения не используется и экранируется свинцовыми экранами.

Действительный фокус трубки имеет вид прямоугольника и называется линейным. Проекция фокуса на плоскость, перпендикулярную центральному лучу, представляет собой квадрат со сторонами, равными 0,1-2,0 мм, и называется эффективным фокусным пятном рентгеновской трубки. Следует иметь в виду, что только на перпендикуляре к оси трубки эффективный фокус имеет квадратную форму и номинальные размеры. В других направлениях размеры и форма фокуса изменяются.

Электронный поток, бомбардирующий анод трубки, возникает благодаря термоэлектронной эмиссии с накаливаемой электрическим током вольфрамовой спирали. Для ограничения размеров фокуса применяют электростатическую фокусировку потока электронов. С этой целью катодную спираль вытянутой формы располагают в специальном гнезде. Форма гнезда и глубина расположенной в нем спирали создают необходимую конфигурацию электрического поля.

Рентгенодиагностические трубки делятся на трубки с неподвижным и вращающимся анодом. Применение трубок с неподвижным анодом ограниченно из-за малой мощности, которую способен рассеять анод трубки за малые промежутки времени. Они применяются в основном в дентальных и палатных рентгеновских аппаратах. При вращении анода под электронный луч попадают последовательно набегающие элементы фокусной дорожки, площадь которой во много раз больше действительного фокусного пятна. Это достигается за счет того, что температура элементов фокусной дорожки за время прохождения под лучом повышается на 1500-2000 ?С, а за время одного оборота анода уменьшается в 15-20 раз за счет перераспределения теплового поля в глубинные слои тела анода. При повторных прохождениях элемента под электронным лучом картина повторяется и максимальная температура фокуса (элемент фокусной дорожки при прохождении его под лучом) повышается сравнительно медленно. Это позволяет при большой мощности, выделяемой на аноде, уменьшить величину эффективного фокусного пятна, обеспечив тем самым малую геометрическую нерезкость.

Вследствие этого преимущества трубок с вращающимся анодом ими комплектуют не только все стационарные, но и многие передвижные и палатные аппараты.

Рассмотрим особенности работы трубки с вращающимся анодом. Конструкция такой трубки изображена на рис. 3-5. Анодный диск из вольфрама соединен с полым медным ротором тонким молибденовым стержнем и вращается под воздействием вращающегося электромагнитного поля статора. Катодный узел расположен эксцентрично относительно оси трубки и вместе с фокусирующим устройством закреплен в баллоне трубки.

Более 99% подводимой к фокусу энергии расходуется на нагрев анода, и только малая часть (около 0,5%) переходит в рентгеновское излучение.

Допустимая мощность, выделяемая на фокусе трубки (Р _доп ), и длительность воздействия (t ₀ ) определяются степенью нагрева фокуса, фокусной дорожки и анода в целом. Соотношения

характеризуют так называемую нагрузочную способность рентгеновской трубки, где W _доп - допустимая энергия, выделяемая на аноде.

На рис. 3-6 представлены зависимости допустимых мощностей и энергии от времени для большого и малого фокусов рентгеновской трубки при постоянном и пульсирующем анодном напряжении. Кривые определены экспериментально в процессе разработки трубки из условия определенного срока ее службы. Под воздействием нагрева поверхности анода до высоких температур в фокусной дорожке возникает большое механическое напряжение, приводящее к ее эрозии. Вследствие этого интенсивность рентгеновского излучения ослабевает. За срок службы рентгеновской трубки принимается такое количество включений на предельно допустимых режимах, за которое доза излучения уменьшается не более чем на 30%. Как правило, это составляет от 10 000 до 40 000 включений. Для повышения срока службы в современных рентгеновских трубках предусматривают разделение фокусных дорожек, уменьшение угла активной поверхности анода, увеличение диаметра фокусной дорожки, легирование материала анода рением.

На рис. 3-6 приведены графики допустимой мощности для рентгеновской трубки на 3000 и 9000 об./мин. Из сравнения приведенных кривых с кривыми допустимой мощности для фокусов на 3000 об./мин видно, что ускорение вращения позволяет уменьшить размеры большого фокуса с 2,0×2,0 до 1,2×1,2 мм, а размеры малого фокуса с 1,0×1,0 до 0,6×0,6 мм без уменьшения допустимой мощности рентгеновской трубки.

При ряде исследований очень важно иметь возможность выполнить большое число снимков, быстро следующих друг за другом. Для этого необходимо повысить теплоемкость анода за счет увеличения массы анода с ∼ 400-600 до ∼ 900-1100 г. Такое увеличение массы предъявляет жесткие требования к подшипникам анодного узла. Используются сплавные аноды, в которых вольфрамовый диск толщиной ∼ 1 мм сплавлен с молибденовым диском толщиной 5-7 мм, или графитовые аноды с напыленной вольфрамовой дорожкой, что позволяет почти в 2 раза повысить теплоемкость анода без существенного увеличения его массы.

Для облегчения работы подшипников в трубках с очень большой теплоемкостью анода применяют закрепление анода на двух подшипниках, в отличие от консольного закрепления в обычных трубках. С этой целью баллон трубки изготавливается из металла, а высоковольтные изоляторы из керамики встраиваются непосредственно в баллон. Анодный изолятор выступает опорой одного подшипника. Второй подшипник, встроенный в баллон, изолирован от оси специальным вращающимся изолятором из керамики. Такая конструкция позволяет применять аноды диаметром до 120-150 мм и увеличить скорость вращения до 16 000 об./мин, что вызывает увеличение теплоемкости анода до величин порядка 10⁶ кДж при одновременном увеличении допустимой мощности.

Охлаждение поверхности фокусного кольца происходит путем теплопередачи в тело анода. Охлаждение анодного диска осуществляется частично благодаря излучению тепловой энергии с поверхности анода в масло защитного кожуха через баллон рентгеновской трубки, частично - за счет теплопередачи через ножку анодного диска в анодный узел вращения трубки и далее в масло защитного кожуха. Для увеличения теплоотдачи с поверхности анода путем излучения используют анодные диски сложной композиции (углерод + молибден + вольфрам + рений), один из слоев которой выполнен из графита.

Защитный кожух с маслом охлаждается за счет конвекции окружающего воздуха. Для увеличения конвекции при большой нагрузке излучателя применяют обдув излучателя с помощью специального вентилятора или принудительное масляное охлаждение.

РЕНТГЕНОВСКИЕ ПИТАЮЩИЕ УСТРОЙСТВА

Не останавливаясь на многих технических подробностях построения питающих устройств современных рентгенодиагностических аппаратов, отметим, что они становятся все сложнее, насыщаются элементами автоматики и вычислительной техники. Все эти усложнения направлены на то, чтобы расширить диагностические возможности аппаратуры, повысить надежность ее работы и улучшить условия труда персонала.

На рис. 3-7 в упрощенном виде представлена блок-схема соединения питающего устройства и излучателя рентгенодиагностического аппарата.

По правилам безопасности рентгеновский аппарат подключают к питающей сети с помощью ручного рубильника, к которому должен быть обеспечен удобный доступ. При включении рубильника напряжение подается в блок регулирования напряжения. В состав этого блока входит автотрансформатор со щетками или отводами, переключаемыми при выборе напряжения (в киловольтах) с пульта управления. Одновременно напряжение подается во все блоки управления аппарата и в цепь накала трубки.

В стационарном рентгенодиагностическом аппарате обычно предусматриваются две независимые системы регулирования напряжения и тока трубки: для просвечивания и снимков. До включения высокого напряжения аппарат подготовлен к просвечиванию. Это означает, что выбранный для исследования фокус заранее накален до уровня, соответствующего току просвечивания.

Высокое напряжение при просвечивании включается отдельной кнопкой.

При включении кнопки просвечивания или снимка срабатывает контактор и напряжение подается на повышающий трансформатор ГТ, с него - на выпрямители, а выпрямленное напряжение подается на рентгеновскую трубку. В качестве контактора в современных аппаратах используются полупроводниковые приборы - тиристоры (Т), в качестве выпрямителей - селеновые или кремниевые диоды.

По типу схемы выпрямления аппараты делятся на однофазные (однополупериодные и двухполупериодные), трехфазные (шести- и двенадцативентильные) и с преобразованием частоты (среднеили высокочастотные). В однополупериодных аппаратах выпрямители отсутствуют, а функции выпрямления выполняет рентгеновская трубка, которая пропускает ток только в одном направлении.

На рис. 3-8 приведены основные схемы питания рентгеновской трубки в современных рентгенодиагностических аппаратах различного назначения, форма напряжения на рентгеновской трубке при разных схемах выпрямления. Там же в относительных величинах изображено изменение мощности дозы излучения, выходящего из трубки (j ₀) и прошедшего через исследуемый объект (j_n). Такая форма мощности дозы объясняется тем, что если интенсивность выходящего из трубки излучения пропорциональна примерно квадрату напряжения, то интенсивность прошедшего через объект излучения - приблизительно его пятой степени. Соответственно доза для этих случаев равна площади, ограниченной кривыми j ₀, j_n и осью времени t . При большинстве рентгенодиагностических исследований через объект проходит лишь несколько процентов излучения, а остальная его часть поглощается и рассеивается объектом. Если учесть, что при заданной чувствительности приемника для получения рентгеновского изображения требуется всегда одна и та же доза, то чем больше напряжение на трубке, тем меньше необходимая доза излучения, выходящего из трубки, а следовательно, тем меньше лучевая нагрузка на больного.

Из зависимостей, представленных на рис. 3-8, становится ясным, почему среднечастотные схемы выпрямления в рентгеновских аппаратах так выгодны: при одних и тех же значениях U_a , I_a и t экспозиционная доза в трехфаз ном аппарате оказывается почти вдвое больше, чем в однофазном, а в среднечастотном еще на 30% выше, чем в трехфазном. Как уже говорилось, допустимая мощность трубки при трехфазных схемах выпрямления в 1,5 раза больше, чем в однофазных. Именно поэтому аппараты с преобразованием частоты находят в последнее время широкое применение. С 1979 г. все стационарные рентгеновские аппараты, выпускавшиеся отечественной промышленностью: «РУМ-20», «РУМ-20М», «РУМ-20П», «РУМ-20П1», «Рентген-30», - были трехфазными. Однофазные питающие устройства из-за их компактности сохраняются преимущественно в передвижных и разборных установках, во флюорографах и дентальных аппаратах.

С 1996 г. начался выпуск рентгенодиагностических комплексов, оснащаемых микропроцессорными рентгеновскими питающими устройствами с частотным преобразованием.

Повышающий трансформатор и выпрямители стационарных аппаратов размещаются в отдельном баке, заполненном трансформаторным маслом. Там же находятся трансформаторы накала и высоковольтные переключатели, при помощи которых рентгеновскую трубку, расположенную на выбранном рабочем месте, подключают к источнику питания. Выбирают рабочее место и управляют всеми переключениями в рентгеновском аппарате с пульта управления аппарата. Помимо основного пульта управления в аппарате могут быть индивидуальные пульты или панели, расположенные на рабочих местах: для управления ЭСУ, тормозами и диафрагмой штатива снимков, томографической приставкой. Подробнее работа на этих устройствах описана ниже.

Важнейшие элементы блока управления в питающем устройстве: узлы включения рабочего места (излучателя и штативов), блоки выбора напряжения, тока и выдержки при снимке, а также напряжения и тока при просвечивании. К ним же относят блок защиты рентгеновской трубки от перегрузки, который определяет правильность выбранных режимов в соответствии с допустимыми значениями мощности. Если установленный режим превышает допустимое значение, включение снимка блокируется, т. е. подача высокого напряжения на рентгеновскую трубку запрещается. При этом обычно загорается сигнальная лампа. Еще одна сигнальная лампа означает готовность аппарата к снимку, третья - сигнализирует о включении высокого напряжения, или наличии рентгеновского излучения.

ЗАЩИТА ТРУБКИ ОТ ПЕРЕГРУЗКИ

Нагрузка рентгеновской трубки за одно включение характеризуется отношением выделенной за снимок энергии (W_а) к допустимой (W _доп) за ту же длительность:

где η₀ - коэффициент нагрузки.

Это выражение позволяет определить коэффициент нагрузки η как для неизменной, так и для изменяющейся во времени мощности. Для неизменной во времени мощности коэффициент нагрузки η₀ трубки можно высчитать по выражению:

где Р_а - мощность при нагрузке, P _доп - допустимая мощность.

Рентгеновская трубка должна сохранить работоспособность в течение всего срока службы при условии η₀ ≤ 1, поэтому все аппараты обеспечивают тем или иным способом установку режима снимков в пределах допустимой нагрузки. Известны следующие способы защиты трубки от перегрузки:

Допустимый коэффициент нагрузки η₀ можно рассчитать на основе рассмотрения тепловых процессов в трубке для определенной энергии одного снимка и количества снимков в серии.

Пользоваться на практике таким многообразием значений коэффициента нагрузки затруднительно, поэтому из них выбирают наиболее употребительные. Так, для трехфазных аппаратов и аппаратов с инвертированием частоты в режимах просвечивания и снимков можно принять усредненное значение - 0,75. Это значение коэффициента заложено в схему защиты аппаратов для трубок, работающих при снимках с просвечиванием, когда в режиме просвечивания анод подвергается дополнительному нагреву.

В аппаратах с микропроцессорным управлением применяют схемы защиты, учитывающие реальное тепловое состояние трубки в процессе проводимого исследования и рассчитывающие количество снимков, которое еще можно произвести, прежде чем трубка достигнет предельного теплового состояния.

ВРАЩЕНИЕ АНОДА РЕНТГЕНОВСКОЙ ТРУБКИ

Долговечность и работоспособность рентгеновских трубок с вращающимся анодом зависят не только от правильного выбора условий снимка (мощность и длительность воздействия), но в значительной мере и от режима вращения анода. Диагностические требования при производстве прицельных снимков определяют допустимое время перехода от просвечивания к снимку: это время не должно быть больше 1 с. За этот период анод трубки должен набрать скорость вращения 2700-2850 об./мин при n = 3000 об./мин и 8150-8500 об. /мин при n = 9000 об./мин. Большая скорость вращения анода и малая длительность разгона приводят к большому угловому ускорению и значительным механическим перегрузкам, возникающим в подшипниках анодного узла, тяжесть работы которых усугубляется высокими температурами (300-500 ?С), а также работой в вакууме, что требует применения специальных видов смазки.

Состояние подшипников анодного узла характеризуется временем свободного вращения анода после того, как будет отключено напряжение питания статора. У новых рентгеновских трубок с n = 3000 об./мин это время достигает ≥10 мин, а у рентгеновских трубок, работающих длительное время, уменьшается до 10-15 с. Это явление, свидетельствующее о том, что скорость вращения анода снижается во время эксплуатации, требует предусмотреть режим поддерживания числа оборотов анода в течение снимка. Длительное вращение анода создает после каждого снимка шум, мешающий нормальной работе врача, а также повышает износ подшипников. Это особенно проявляется при работе трубок с n = 9000 об./мин, свободное вращение анода в которых может достигать 30 мин. Чтобы сократить время свободного вращения анода, предусматривают торможение путем подачи постоянного напряжения на обмотки статора в течение нескольких секунд. Чтобы не создавать больших механических перегрузок подшипников, выбирают режим торможения длительностью 10-12 с.

Для исключения локального перегрева анодного диска, который может привести к превышению предельной температуры на отдельных участках фокусной дорожки при прицельных снимках, в некоторых аппаратах применяют вращение анода трубки при просвечивании. Для равномерного нагрева фокусного кольца перед прицельными снимками достаточно вращать анод со скоростью 10-20 об./мин. Практическое создание системы вращения асинхронного двигателя с такой скоростью представляет значительные трудности, поэтому обычно анод вращается со скоростью 100-600 об./мин. Такое медленное вращение анода не влияет на износ подшипников анодного узла, а за счет равномерного распределения тепла по аноду позволяет отказаться от дальнейшего снижения мощности при прицельных снимках.

Статор выполняется по схеме с одной парой полюсов, а разница в скорости вращения анода для трубки на 3000 и 9000 об./мин получается за счет подачи на обмотки статора напряжения разной частоты - 50 и 150 Гц. Для трубок с количеством оборотов анода 3000 об./мин применяются трехфазные и однофазные схемы питания, а для трубок с количеством оборотов 9000 об./мин - только однофазные. Для вращения анода трубок на 9000 об./мин в современных аппаратах используют источники напряжения частотой 150 Гц с полупроводниковыми инверторами.

ЗАЩИТНЫЙ КОЖУХ

Защитный кожух рентгеновского излучателя - высоковольтное устройство, конструкция которого должна обеспечить охлаждение рентгеновской трубки, подведение к ней напряжения накала, анодного напряжения, напряжения питания статора, защиту от высокого напряжения и защиту от неиспользуемого рентгеновского излучения.

На рис. 3-9 показан рентгеновский излучатель с рентгеновской трубкой с вращающимся анодом.

Защитный кожух - тонкостенная металлическая труба с вваренными в нее цилиндрическими рукавами, в которых монтируются разъемы для высоковольтного кабеля. Для выхода рабочего пучка излучения защитный кожух имеет выходное окно (2), в котором иногда располагают вкладыш из свинца с квадратным отверстием или шторки диафрагмы, ограничивающие сечение пучка излучения. Для вращения анода в защитном кожухе расположен статор (9), который изолирован от баллона рентгеновской трубки специальным стеклянным стаканом. Трубка крепится к анодному высоковольтному разъему через байонетовый патрон, позволяющий установить трубку в необходимом положении. Для крепления катодной части рентгеновской трубки предусмотрено разжимное изоляционное кольцо. Защита от неиспользуемого излучения осуществляется листовым свинцом, толщина которого в центральной части кожуха достигает 2,5 мм. Остальные части кожуха и торцевые крышки защищены свинцовым листом толщиной 1 мм. В качестве изолирующей и теплопередающей среды обычно используют трансформаторное масло, компенсация объема которого при нагреве рентгеновской трубки создается маслорасширителем.

Кроме защитных кожухов применяют излучатели в виде моноблоков. Моноблок - высоковольтная конструкция, объединяющая рентгеновскую трубку и источник анодного напряжения - высоковольтный генератор. Развитие техники полупроводниковых выпрямителей (кремний) позволило применить в моноблоке четырехвентильную мостовую схему выпрямления высокого напряжения.

Моноблоки применяются только в передвижных, переносных и дентальных аппаратах. В этих аппаратах величина массы излучателя играет решающую роль, так как от нее зависит масса штативных устройств. Это обстоятельство ограничивает мощность и диагностические возможности моноблоков.

Стремление уменьшить массу моноблока заставляет применять бандажирование конструкции высоковольтных элементов, а также максимально увеличивать индукцию в стали главного трансформатора. Увеличение индукции ведет к значительному возрастанию намагничивающего тока, что в кратковременном режиме (режим снимков) не приводит к перегреву элементов главной цепи аппарата и может учитываться, когда рассчитывают падение напряжения в элементах аппарата.

Практически расчетное значение намагничивающего тока при снимках можно довести до уровня нагрузочного тока. При этом для длительного режима работы (просвечивание) наибольшее напряжение выбирается из условий допустимого нагрева элементов главной цепи.

ВЫБОР РЕЖИМОВ ПРИ РЕНТГЕНОДИАГНОСТИЧЕСКИХ ИССЛЕДОВАНИЯХ

Характеристики рентгенодиагностического аппарата должны удовлетворять определенным требованиям, которые диктуются конкретным назначением аппарата. Рентгенодиагностические исследования разделяются на группы и методики, соответствующие основным органам и системам тела человека, к которым относят органы дыхания, сердце и кровеносную систему, желудочно-кишечный тракт (ЖКТ), органы мочеполовой системы, опорно-двигательную систему, череп, спинной и головной мозг.

При рентгенологическом исследовании питающее устройство и излучатель используются в двух основных электрических режимах, соответствующих диагностическим процедурам: просвечивания (рентгеноскопия) и снимков (рентгенография). Для выбора режимов рентгенографии составляются таблицы экспозиций, в которых для разных органов рекомендуются рациональные режимы съемки.

Эти режимы включают укладку пациента, выбор фокуса, фокусного расстояния, фильтра, отсеивающего растра и электрических режимов: напряжения, тока и длительности экспозиции. Если при исследовании применяется экспонометр, выбирается напряжение и поле (или поля экспонометра).

Режим просвечивания

Если выбраны рабочее место и фокус трубки, установлено значение напряжения, при котором будет проводиться исследование, можно включать высокое напряжение просвечивания. Это можно сделать с пульта управления или с панели ЭСУ. Ток просвечивания при непрерывном режиме можно устанавливать во время исследования с помощью рукоятки на пульте управления и контролировать по миллиамперметру, расположенному на пульте. В некоторых аппаратах напряжением и током при просвечивании можно управлять непосредственно с ЭСУ.

При просвечивании с УРИ обычно включают в работу стабилизатор яркости входного экрана, который автоматически меняет напряжение (или напряжение и ток) рентгеновской трубки таким образом, чтобы яркость свечения входного экрана УРИ оставалась постоянной. В некоторых системах стабилизации предусмотрена возможность выбора одного из нескольких возможных уровней яркости. Входным сигналом для стабилизатора, пропорциональным яркости входного экрана, может быть световой поток, выходящий из электронно-оптического преобразователя, электрический телевизионный сигнал или мощность экспозиционной дозы, регистрируемая ионизационной камерой в плоскости входного экрана.

При работе в режиме стабилизации яркости следует помнить, что сигнал, воздействующий на устройства регулирования напряжения и тока, как правило, пропорционален усредненной яркости не всего изображения, а только некоторой его центральной части, называемой доминантной областью. Обычно это квадрат размером 100×100 мм. При таком сигнале в процессе исследования можно в широких пределах диафрагмировать поток излучения, а яркость будет постоянной до тех пор, пока размеры поля облучения не станут меньше доминантной области. Как только площадь облучения впишется в доминантную область, яркость возрастет. Чтобы избежать чрезмерного повышения яркости при сильном диафрагмировании и одновременно повысить качество изображения, рекомендуется перейти на меньший размер рабочего поля УРИ (например, в усилителе «Аметист» - с большего поля диаметром 230 мм на меньшее поле диаметром 150 мм). При работе со стабилизатором яркости следует также учитывать его инерционность, создающую возможность кратковременных (1-2 с) миганий экрана, особенно при резких скачках яркости.

При появлении цифровых систем преобразователя вместо непрерывной стабилизации яркости применяют так называемое импульсное просвечивание, когда излучение включается на короткое время, далее следует перерыв, при котором полученное изображение запоминается до следующего кадра. Подобное импульсное включение позволяет значительно, в зависимости от частоты и длительности импульсов, уменьшить дозу облучения при исследовании.

Наиболее высокое качество исследования при уменьшении времени и, следовательно, дозы облучения достигается в результате выполнения прицельных снимков при просвечивании и замены просвечивания цифровыми снимками там, где это только возможно. Нельзя забывать, что при просвечивании пациент получает в среднем в 10 раз большую дозу, чем при производстве снимка, даже если при просвечивании используется усилитель.

Системы уставок при снимке

Если просвечивание выполняется на всех аппаратах одинаково, то выбор режима снимков зависит от вида так называемой системы уставок. Существует несколько систем уставок рентгенодиагностических аппаратов.

Как уже было сказано, интенсивность рентгеновского излучения, падающего на приемник, зависит от анодного тока и напряжения на аноде трубки. Третий регулируемый параметр - время включения излучения.

Предварительно устанавливаемое время выдержки при снимке играет особо важную роль, так как оно определяет динамическую составляющую нерезкости изображений движущихся органов.

Наиболее распространены следующие сочетания параметров при снимке: напряжение, ток, время (кВ-мА-с); напряжение, ток, количество электричества (кВ-мА-мАс); напряжение, количество электричества (кВ-мАс). В последнем варианте задается наибольший ток, а время автоматически получается наименьшим.

В отечественных стационарных рентгенодиагностических аппаратах принята система задания напряжения, тока и выдержки (кВ-мА-с) с указанием количества электричества (мАс) на специальной шкале.

В отечественной аппаратуре долгое время было принято изменять величины параметров снимка ступенями в геометрической прогрессии. Чтобы при этом получить соответствующее изменение плотности почернения пленки или дозы в плоскости приемника, удобно выбирать ряд установок по напряжению, пользуясь коэффициентом 1,1, а ряды уставок по току и выдержке - коэффициентом 1,5. Для того чтобы изменения плотности почернения были меньше, выдержки изменяют по ряду с коэффициентом 1,25. При таких условиях регулирования доза излучения, попадающего на пленку, изменяется в 1,5 раза при изменении U_a и I_a , а при изменении ступени t - в 1,25 раза. Именно так выполнены ряды изменения параметров снимка в аппаратах «РУМ-20» и «РУМ-20М».

В среднечастотных питающих устройствах, которыми снабжены современные стационарные аппараты, чаще всего применяют плавный выбор параметров и микропроцессорное управление, позволяющее автоматизировать выбор режимов, - так называемое одноручечное управление, или «автоматика по органам», как, например, в комплексах «Медикс-Р» и «Телемедикс-Р». При этом в режиме рентгенографии выбирается орган исследования и проекция съемки, все физико-технические параметры устанавливаются автоматически, а экспозиция отключается по сигналу экспонометра. Отметим, что режим «автоматика по органам», появившись как дополнительный, в настоящее время стал неотъемлемой частью любого питающего устройства стационарного рентгеновского аппарата.

На рис. 3-10 представлен пульт управления среднечастотного питающего устройства Тор-Х HF («Инномед», Венгрия), которым оснащены отечественные комплексы «Медикс-Р» и «Телемедикс-Р» (ЗАО «Амико»).

В передвижных аппаратах часто применяют систему уставок кВ-мАс, в которой реле времени заменено на реле количества электричества.

В ряде аппаратов принята система уставок двух параметров кВ-мАс. Основной ее недостаток состоит в отсутствии сведений о выдержке, что иногда (например, при ангиографии) затрудняет выбор условий исследования. Режим снимков в ряде аппаратов определяют по так называемым экспозиционным числам.

В основу выбора экспозиционного числа положено изменение экспозиционной дозы в плоскости излучения на 25%. Такое изменение будет возможным, если в 1,25 раза изменить ток или в 1,05 раза - напряжение. Изменение времени оказывает на дозу такое же влияние, как и изменение тока. Преимущество такого принципа при выборе экспозиции состоит в том, что все необходимые поправки на толщину и пересчеты при изменении режимов можно осуществлять простым сложением целых чисел.

Таблицы экспозиций

В табл. 3-2 приведена одна из рекомендуемых таблиц экспозиций для среднечастотных рентгеновских питающих устройств, установленных в стационарных рентгенодиагностических аппаратах общего назначения, таких как «Медикс-Р» или «Телемедикс-Р», которые разработаны группой предприятий ЗАО «Амико», ЗАО «Рентгенпром», ЗАО «Рентгенкомплект» и рекомендованы в 1999 г. Минздравом России к применению. В табл. 3-2 значения кВ и мАс указаны для двух наиболее распространенных отечественных усиливающих экранов (ЭУ-В2А и ЭУ-ВИ3), обеспечивающих чувствительность рентгеновской пленки 1000 Р^-1 и 1800 Р^-1 соответственно. Там, где рекомендуется безэкранная съемка, это указано особо. Следует помнить, что при безэкранной съемке доза облучения увеличивается в десятки раз.

Примечания.

* Исследования, где предпочтительно применять экраны с высоким фотографическим действием (ЭУ-ВИ3).

В питающем устройстве обычно имеются многочисленные защитные устройства, которые не позволяют включать излучение при различных неисправностях в аппарате. К наиболее часто встречающимся неисправностям, при которых может блокироваться включение снимка, относят следующие:

Приведенные таблицы экспозиций используются при работе аппарата без автоматического рентгеноэкспонометра. Применение этого прибора в аппарате упрощает выбор режима снимка, уменьшает дозу облучения и устраняет брак снимков, вызванный неправильным выбором экспозиции.

ОСОБЕННОСТИ РАБОТЫ С РЕНТГЕНОЭКСПОНОМЕТРОМ

Автоматический рентгеноэкспонометр, или реле экспозиции, - прибор, который измеряет количество излучения и отключает питание рентгеновской трубки при накоплении энергии, необходимой для нормальной экспозиции рентгеновского приемника (цифрового или аналогового).

Чувствительным элементом рентгеноэкспонометра служат либо плоская рентгенопрозрачная ионизационная камера, либо сочетание люминесцентного экрана с чувствительным к свету электронным устройством - фотосопротивлением или фотоэлектронным умножителем.

Отечественный экспонометр, предназначенный для использования в стационарных комплексах, выполнен по принципу ионизационной камеры. Внешний вид камер показан на рис. 3-11. Экспонометр оснащен тремя подобными камерами, одну из которых (меньшего размера) устанавливают в ЭСУ, две другие - в решетках стойки и стола снимков. Каждая ионизационная камера имеет три рабочих поля: центральное и два симметричных боковых. Включение рабочих полей в любой комбинации осуществляется с пульта управления. Если включено одно рабочее поле, то это означает, что производится накопление экспозиционной дозы в доминантной зоне приемника, соответствующей размеру выбранного поля.

Если включено несколько рабочих полей, то экспозиция будет средней по соответствующим доминантным зонам.

Чувствительность экспонометра устанавливают на пульте управления. Для удобства работы эта регулировка разделена на две части: с помощью трех клавиш устанавливают желаемую экспозицию - малую, среднюю или повышенную (соседние значения отличаются друг от друга на 30%); при помощи дистанционной поворотной рукоятки подбирают чувствительность в соответствии с чувствительностью приемника. Среднее нулевое значение чувствительности составляет 1000 Р^-1 . Это означает, что экспонометр сработает при дозе 1,0 мР в плоскости приемника излучения.

Чувствительность приемника зависит от энергии рентгеновского излучения. Эту зависимость часто называют ходом с жесткостью. Чтобы экспонометр мог обеспечить одинаковую дозу в широком диапазоне значений напряжения, необходимо, чтобы зависимость чувствительности ионизационной камеры экспонометра от энергии излучения была такой же, как у приемника.

При использовании экспонометра принцип, определяющий выбор режима снимка, меняется, так как отпадает необходимость устанавливать время - это делает сам экспонометр. Длительность снимка в этом случае не известна заранее, поэтому для того, чтобы нагрузка трубки не превышала допустимую, в процессе снимка необходимо уменьшать фактическую мощность трубки, не позволяя превышать допустимое значение мощности. Такой режим аппарата называют режимом падающей нагрузки.

В этом режиме, основанном на использовании автоматического экспонометра, длительность (выдержка) снимка отрабатывается автоматически, а анодный ток выбирают в зависимости от напряжения на трубке по ее паспортным данным. Перед снимком устанавливают следующие параметры: фокус трубки, напряжение на трубке, рабочее поле ионизационной камеры экспонометра, значение чувствительности. Применение автоматического реле экспозиции и режима падающей нагрузки трубки позволило разработать новый принцип выбора уставок, на основе которого условия снимка задаются в зависимости от вида объекта съемки. Поскольку в режиме падающей нагрузки регулируется только напряжение на трубке, то количество сочетаний установок, определяющих условия снимка, значительно сокращено. В режиме автоматики по органам при помощи одной лишь клавиши выбирают фиксированное значение напряжения на трубке, фокус трубки и рабочее поле автоматического реле экспозиции. Выбор режима зависит от специализации рабочего места и чувствительности приемника и осуществляется дистанционно с пульта управления аппарата.

Рассматриваемая система создает весьма широкие возможности выбора режима снимков и при этом исключает неправильные действия при пользовании экспонометром и аппаратом при наиболее частых - рутинных исследованиях.

Режимы автоматики по органам можно перестроить по желанию оператора. Выбирая значения напряжения на трубке при работе с экспонометром, исходят из тех же соотношений, что и без него, преследуя цель обеспечить заданный контраст и свести к минимуму нечеткость. Работа с применением экспонометра характеризуется некоторыми особенностями. Наиболее важная из них - инерционность в системе отключения напряжения по сигналу от экспонометра. Чтобы можно было определить влияние этой инерционности на рентгенографический эффект, введено понятие «рентгенографическая задержка». Качество работы аппарата с экспонометром тем выше, чем меньше эта задержка. Рентгенографическая задержка аппарата «РУМ-20», например, до 1976 г. составляла 0,012 с, а после введения более совершенного реле времени в 1976 г. уменьшилась до 0,005 с. Такая задержка обеспечивает устойчивую работу экспонометра вплоть до выдержек 0,02 с. Таким образом, не рекомендовалось, выбирая напряжение при падающей нагрузке, чрезмерно повышать его, так как в противном случае экспозиция могла стать слишком маленькой и рентгенографическая задержка приводила бы к избыточной дозе. В среднечастотных питающих устройствах задержка на включение высокого напряжения столь мала, что устойчивая работа экспонометра возможна и при длительности 0,005-0,01 с. Благодаря этому выбирать напряжение на трубке при работе с экспонометром можно практически без ограничений.

Вот еще несколько рекомендаций по использованию экспонометра. При рентгенографии внутренних органов человека необходимо устанавливать одно из трех значений напряжения в зависимости от комплекции пациента (худощавый, средний, полный). При рентгенографии костей достаточно дважды установить напряжение, чтобы делать поправку на объекты, толщина которых сильно отличается друг от друга (грудные и поясничные позвонки, таз). Что касается других костей (например, черепа), то достаточно одной установки напряжения.

Каждое включенное измерительное поле ионизационнной камеры экспонометра регистрирует излучение, проходящее через объект исследования, причем поскольку в приборе содержится компенсатор хода с жесткостью, то чувствительность приемника не зависит от жесткости излучения. Поэтому при работе с экспонометром следует помнить, что повышение напряжения никогда не требует более высокой дозы, а только обусловливает более короткую экспозицию.

Правильные экспозиции возможны только при условии, что измерительное поле лежит в области доминанты. Так, при прямых снимках легких нельзя применять измерительное поле, расположенное в центре снимка, поскольку важные части рентгенограммы будут закрыты тенями сердца и грудины.

В данном случае целесообразно включить два боковых измерительных поля, которые располагаются на проекции легочных полей симметрично по отношению к центральному лучу, или только одно боковое поле, соответствующее правому легкому, так как тень сердца могла бы попасть в границы рабочего поля. Снимки других парных органов, симметрично расположенных относительно оси тела человека (почки, кости таза), также лучше выполнять, включив два боковых измерительных поля. В случае патологических изменений в одном из симметрично расположенных парных органов выбирают одно соответствующее боковое поле (которое располагается в области доминанты). Такой выбор улучшает качество снимка. Если одновременно использовать два поля, то суммарное измерение приведет к усреднению плотности изображения в ущерб качеству изображения интересующей врача области.

Центральное измерительное поле необходимо располагать в области доминанты при боковых снимках легких, прямых и косых снимках сердца, снимках желчного пузыря, пищевода, желудка, мочевого пузыря, прицельных снимках желудка и пищевода, костных снимках всех отделов позвоночника, боковых снимках костей таза и снимках черепа. Обзорные снимки кишечника целесообразно производить при включении трех измерительных полей.

Для повышения качества снимков пищевода с частичным заполнением контрастным веществом (барий) необходимо центральное измерительное поле смещать влево или вправо от области, заполненной барием, или же включать комбинацию из центрального и правого измерительных полей.

Реле экспозиции позволяет получить высококачественные прицельные снимки желудка, если не более 70% площади рабочего поля приходится на контрастированную область, однако при этом следует уменьшать дозу. Вопрос о том, целесообразно ли применять реле экспозиции, если на снимке регистрируется проекция объема, наполненного барием более чем на 70%, решает рентгенолог. В этом случае выдержка, определяемая реле экспозиции, может возрасти до 1 с и более. Однако выдержку можно уменьшить, если центральное измерительное поле, как при снимках пищевода, смещать влево или вправо от области, заполненной контрастным веществом, либо включать комбинацию из центрального и правого или левого измерительного поля. При этом изменяется усредненная мощность дозы, приведенная к единичной площади измерительного поля. Чтобы повысить качество рентгенограмм, целесообразно, изменяя чувствительность прибора, вносить поправку на отклонение от нормы толщины исследуемого органа. При большом отклонении от среднего значения в ту или иную сторону рекомендуется переходить соответственно на большую или меньшую чувствительность.

Выполняя снимки конечностей и костной системы, реле экспозиции нецелесообразно применять в тех случаях, когда измерительное поле не перекрывается объектом исследования, так как прямой пучок, попав в это поле, может вызвать преждевременное отключение рентгеновского аппарата, и снимок будет недоэкспонирован. Если выполняются обзорные снимки на ЭСУ, то следует учитывать, что, когда пациент удаляется от приемника, доза может увеличиться на 0,1-0,3 мЗв, так как камера реле экспозиции и приемник по-разному реагируют на рассеянное излучение.

Любой объект исследования выступает рассеивателем проходящего через него рентгеновского излучения, и это рассеяние тем меньше сказывается на качестве изображения, чем ýже границы экспонируемой области. Отсюда и возникает необходимость диафрагмировать пучок. Применяя диафрагмирование при прицельных снимках, необходимо помнить, что площадь облучаемого поля не должна быть меньше, чем активная измерительная площадь ионизационной камеры. Экранирование до меньшей площади - причина переэкспонированных снимков.

Опыт работы с реле экспозиции показал, что основная причина неудовлетворительного качества аналогового изображения заключается в плохой обработке пленки. Пленки следует проявлять в стандартных проявителях при постоянной температуре в течение строго определенного времени (без визуального контроля). Лучше всего заданный режим проявления поддерживается в автоматических проявочных машинах.

Использование реле экспозиции позволило существенно повысить качество рентгенограмм, и в первую очередь воспроизводимость изображения. На рентгенограммах отчетливо видны изменения легочного рисунка, хорошо отображается структура патологических фокусов, легко поддается оценке форма и характер контуров тени сердца. Структурное изображение органов пищеварения позволяет дифференцировать мелкие изменения в них. Отчетливо видны трабекулярный и сетчатый рисунки костной системы.

В табл. 3-3 приведены ориентировочные режимы автоматики по органам в среднечастотных рентгеновских аппаратах «Медикс-Р» и «Теле медикс-Р».

Ионизационные камеры экспонометра чувствительны к влажности окружающего воздуха. При попадании влаги внутрь ионизационной камеры нормальная работа экспонометра может нарушиться. При уменьшении влажности работоспособность, как правило, восстанавливается. Нормальная работа экспонометра восстанавливается быстрее, если произвести несколько пробных его включений под рентгеновским излучением.

Рентгенодиагностические штативно-механические устройства

Рентгенодиагностический штатив - устройство или комплект устройств для взаимной ориентации в пространстве излучателя, пациента и приемника излучения.

По эксплуатационно-техническим признакам штативные устройства следует разделять на устройства, в которых рентгеновский излучатель и приемник излучения механически жестко связаны между собой, и устройства, в которых рентгеновский излучатель и другие элементы аппарата могут перемещаться раздельно.

Взаимное положение этих двух основных элементов относительно обследуемого объекта определяется методикой исследования и обеспечивается с помощью специальных устройств - штативов, осуществляющих линейные и угловые перемещения относительно как обследуемого объекта, так и источника с приемником излучения. Такие устройства в сочетании с необходимым оборудованием часто называют рабочим местом применительно к определенной методике или области рентгенологического исследования. Рабочее место в общем случае может содержать любое число штативов, связанных между собой требованиями используемой методики исследования.

По функциональному назначению штативные устройства условно делятся на устройства для общей диагностики (просвечивание и снимки органов грудной клетки, ЖКТ и скелета) и устройства для специализированного рентгенологического исследования (томография, урология, хирургия, маммография и др.). В последних используют штативные устройства как с раздельным, так и со связанным перемещением элементов.

Другие функции штативно-механических устройств, входящих в состав рентгенодиагностического аппарата, определяются конкретным применением их в сочетании с другими приборами и устройствами, используемыми рентгенологом и рентгенлаборантом. Посредством штативномеханических устройств осуществляют первичное коллимирование пучка лучей и переводят приемник излучения в поле снимка для экспонирования в рентгеновских лучах. Механические конструкции и устройства применяются также для того, чтобы изменить спектр пучка излучения путем механического размещения фильтров и отсеивающих растров.

С помощью различных механических устройств, при необходимости, также осуществляют компрессию исследуемой области больного. И наконец, механические устройства поддерживают и позволяют перемещать рентгенозащитные экраны.

Понятно, что столь разнообразные функции невозможно выполнить с помощью какого-то одного механизма. Различают несколько разновидностей штативно-механических устройств, каждая из которых характеризуется основной функцией и особенностью конструкции:

Принятое разделение рентгенодиагностических аппаратов на аппараты общего и специального назначения в первую очередь относится к штативно-механическим устройствам. В зависимости от назначения рабочего места, в состав которого входят штативы, и от особенностей рентгенологического исследования, перечисленные выше функции могут выполняться несколькими специализированными устройствами или одним комбинированным. К комбинированным относят поворотный стол-штатив, который поддерживает и перемещает больного, и излучатель, а его ЭСУ подает приемник излучения в поле снимка и обеспечивает компрессию исследуемой области больного.

Поворотный стол-штатив разделяют на штативы, применение которых требует непосредственного контакта врача-рентгенолога с пациентом, и на штативы с дистанционным управлением (телеуправляемые штативы), где врач-рентгенолог удален от штатива и находится вне сферы облучения.

Поворотный стол-штатив для просвечивания и снимков и отдельные устройства для снимков, стол снимков применяют в комплексах стационарного типа.

К штативным устройствам только для снимков относят обычно штатив и стол снимков, стойки для снимков легких в положении пациента стоя.

В аппаратах передвижного и переносного типа (палатные и др.) и в аппаратах для специальных видов рентгенологического исследования для получения снимков используют обычно штативы, входящие в состав аппарата.

СТОЛЫ И СТОЙКИ ДЛЯ СНИМКОВ

Рентгенодиагностические столы предназначены для того, чтобы придать необходимое положение больному по отношению к излучателю и приемнику излучения при просвечивании или снимках. Конструкции столов позволяют ориентировать больного в пространстве, перемещая его в пяти независимых направлениях (рис. 3-12). Основные элементы стола - дека (поверхность, на которую укладывают больного), стойки или рамаоснование, решетка для снимков, встроенные механизмы, обеспечивающие перемещение деки и решетки, а также фиксирующие и другие вспомогательные устройства.

Деки изготавливают из рентгенопрозрачных материалов. Рентгенопрозрачность дек обычно оценивается в алюминиевом эквиваленте. Так, стол (рис. 3-13) имеет деку, которая может быть изготовлена из гетинакса толщиной 8 мм с алюминиевым эквивалентом не более 1 мм. Деки из фанеры при толщине 8 мм обладают алюминиевым эквивалентом 0,3-0,6 мм. Для улучшения геометрических условий съемки плоскость приемника излучения (кассета, входной экран усилителя) стараются максимально приблизить к больному, размещенному на деке. В столе расстояние от верхней плоскости деки до плоскости приемника регистрации изображения составляет не более 9 см. Чтобы усилить четкость за счет уменьшения геометрической нерезкости, применяют вогнутые, корытообразные деки: нижняя плоскость подобной деки совпадает с нижним краем ее рамы. Вогнутость серединной части деки от края в современных столах может составлять до 8 см.

Как правило, столы рассчитаны на укладку больных массой тела до 150 кг и их перемещение вместе с декой. Необходимая прочность достигается за счет использования металлических рам и окантовки дек. Устойчивость столов, особенно передвижных, обеспечивается благодаря большому расстоянию между стойками основания. Чтобы придать бóльшую устойчивость стационарным столам, их крепят к полу или фундаменту. Линейное перемещение деки, приемника и других устройств в рентгенодиагностических столах осуществляют при помощи направляющих механизмов. Такой механизм содержит систему укрепленных в корпусе роликов и направляющие. В качестве роликов обычно применяют однорядные радиальные шарикоподшипники. Направляющие такого устройства позволяют перемещать деку с больным или приемники излучения с усилиями не более 40 Н. Перемещение больного, связанное с преодолением сил тяжести (подъем, несбалансированный поворот), выполняют чаще всего с помощью механизмов перемещения. В заторможенном с помощью механических или электромагнитных тормозов-фиксаторов состоянии дека с больным не сдвигается при усилии до 150 Н.

Столы рассчитывают на широкий диапазон фокусных расстояний (30-200 см) и на использование рентгенографических кассет всех типоразмеров - от 9×12 до 43×40 см. Вследствие этого встроенные в столы решетки для снимков снабжены набором сменных растров.

Высоту деки над полом в столах общего назначения выбирают в пределах 70-90 см. Это удобно как для больного, так и для рентгенлаборанта, которому приходится укладывать больного, устанавливать в нужное положение излучатель и закладывать кассету, затрачивая на все это определенные физические усилия. Удобства при работе со столом создаются за счет малогабаритного основания, наличия пульта управления при перемещении и фиксации деки с больным. Материалы рамы, дек, опор и их покрытия, стойкие к дезинфицирующим водным растворам, позволяют проводить регулярную санитарную обработку наружных поверхностей столов.

Одно из составляющих условий рентгенологического исследования - выполнение геометрических требований: установка расстояния от объекта до приемника излучения. Если величина фокусного расстояния определяется мощностью излучателя, чувствительностью приемника излучения, то расстояние от объекта до приемника связано с конструкцией штатива. Чем меньше это расстояние, тем меньше геометрическая нерезкость и выше качество изображения.

Известно, что материал деки, стенки ЭСУ поглощают рентгеновское излучение, дополнительно ослабляя выходной пучок. Рассеяние излучения этими элементами конструкций создает добавочное вуалирование пленки и повышенный уровень шума в системе преобразования сигнала. Необходимо, чтобы в штативных устройствах применялись материалы для дек и стенок с высокой рентгенопрозрачностью, например углепластик.

Подвижной стол с неподвижной горизонтальной декой (рис. 3-14) обычно имеет одну, две или четыре прочные и устойчивые опоры, которые образуют под декой пространство для размещения приемника, излучателя или других устройств. Для большинства методик исследования достаточно уложить больного на такой стол, зафиксировать его и придать нужное положение снимаемым органам. После этого необходимо направить излучатель на снимаемый объект, подвести под него приемник излучения (решетку с кассетой), УРИ, цифровой детектор и сцентрировать с излучателем.

В настоящее время чаще применяют подвижной стол с плавающей горизонтальной декой (рис. 3-15), который имеет увеличенные пределы взаимных перемещений больного и приемника излучения. Благодаря возможности перемещения деки сохраняется неизменной геометрия съемки при одинаковой укладке разных больных и облегчается труд рентгенлаборанта при подготовке к снимкам, поскольку гораздо легче переместить больного, чем штативы с излучателями и приемниками излучения, особенно такими тяжелыми, как УРИ. Для получения увеличенных снимков опорно-двигательной системы, некоторых органов пищеварения в столах иногда предусмотрен увеличитель масштаба снимков, который позволяет достигать кратности увеличения 1,6 при фокусном расстоянии 100 см. Обычно такие снимки выполняют, используя микрофокус рентгеновского излучателя. В некоторых моделях столов с подвижной декой устанавливают механизм для подъема ее на небольшой угол. Это очень удобно, например, при ангиографии. Стол для катетеризации и ангиографии (рис. 3-16) дает возможность перемещать деку продольно и поперечно. В некоторых моделях столов можно наклонять деку на 10-15?. При ангиографии для получения наиболее полной информации поочередно используют различные устройства для регистрации изображения, поэтому столы для ангиографии снабжены двухстоечным основанием, которое образует так называемый туннель, куда и вводят требуемое в данный момент устройство.

При коронарографии удобно применять ангиографический стол, дека которого имеет латеральную ротацию. Стол с поворотной декой позволяет производить снимки больного, находящегося не только в горизонтальном, но и в вертикальном и наклонном положении. Такие столы иногда входят в комплекты современных стационарных рентгенодиагностических аппаратов общего назначения. Столы для полипозиционных исследований обеспечивают сагиттальный поворот и латеральную ротацию деки с больным до 360?. Привод перемещений деки обычно электромеханический.

Столы для рентгеноурологических исследований имеют укороченную деку и снабжены приспособлениями для фиксации ног больного, крепления эндоскопов, мочеприемников и других устройств.

Особенность столов для нейрорентгенодиагностики - возможность их преобразования в кресло. Деки таких столов имеют, как правило, ограниченные пределы продольных и поперечных перемещений, но зато создают возможность сагиттального поворота больного на значительный угол. Это необходимо для исследований с применением контрастирующих газов при пневмоэнцефалографии.

СТОЙКИ СНИМКОВ

Это название закрепилось за функциональной группой штативномеханических устройств, назначение которых - обеспечить необходимое положение рентгенографической кассеты при съемке стоящего или сидящего больного. Стойки содержат решетку снимков, кронштейн с шарнирным механизмом, колонны с направляющим механизмом вертикального перемещения кассеты или решетки, основание, уравновешиватель, механизмы ориентации решетки, фиксаторы.

Конструкция стойки дает возможность перемещать кассету в нескольких независимых направлениях. Число этих направлений, как показано на рис. 3-17, а, может составлять от 1 до 5. На этом же рисунке показан внешний вид некоторых распространенных стоек. Стойка с кассетодержателем предназначена для снимков органов грудной клетки при вертикальном положении больного. Высококачественные снимки любых органов при положении больного стоя, сидя или при наклонном положении удается получать, используя стойки с поворотной решеткой снимков (рис. 3-17, б). В таких стойках решетка снимков может перемещаться по осям. Стойки с поворотной опорной стенкой широко применяются в кабинетах с аппаратами общего назначения. Чтобы придать устойчивость таким стойкам, их основание делают массивным, а колонны стоек монтируют стационарно на полу и, кроме того, закрепляют на стене или потолке.

ШТАТИВЫ ДЛЯ СНИМКОВ И ПРОСВЕЧИВАНИЯ

В эту группу входят штативы, стойки-штативы типа S и типа Z для снимков с устройствами держателей рентгеновского излучателя; штативы для просвечивания и снимков, несущие систему излучатель-приемник с поворотным столом-штативом, который представляет собой совокупность рентгенодиагностического стола и штатива для просвечивания и снимков.

Штативы для снимков

Штативом для снимков называют устройство, удерживающее излучатель и позволяющее перемещать его в рабочее положение и из него. Различают штативы снимков общего назначения и специализированные. По конструкции штативы снимков бывают напольными, потолочными, напольнопотолочными, настенными (рис. 3-18).

Основные элементы штатива снимков: рентгеновский излучатель с диафрагмой; колонна или узел вертикального перемещения; напольная тележка или каретки, укрепляемые на потолке; шарниры; горизонтальная штанга; механизмы перемещения излучателя; уравновешиватель; фиксаторы; тормоза.

Современные штативы снимков позволяют перемещать излучатель в шести независимых направлениях.

Наиболее распространены штативы снимков общего назначения напольного и напольно-потолочного типа. В таких штативах колонна опирается на основание, смонтированное на полу, или на напольную раму-тележку, обеспечивающую продольное перемещение и защиту от опрокидывания потолочным направляющим механизмом (если это не предусмотрено конструкцией тележки). Массу излучателя каретки и других перемещаемых по вертикали элементов компенсируют за счет уравновешивающего механизма, расположенного внутри колонны.

В потолочном штативе вертикальную колонну или кронштейн вертикального перемещения с механизмами продольного и поперечного перемещения укрепляют на потолке. Механизм, уравновешивающий перемещаемые по вертикали узлы, излучатель с диафрагмой, кронштейны и шарнирные механизмы, размещают в колонне или каретке. Потолочные штативы удобны тем, что в рабочую зону вблизи стола или стойки можно ввести дополнительное оборудование: электрокардиоскопы, автоматические шприцы и другие устройства для введения контрастных веществ, защитные ширмы и др.

Специализированные штативы снимков, кроме описанных выше элементов, содержат специфичные узлы. Штатив палатного аппарата (рис. 3-19), помимо вертикального направляющего механизма, имеет рычажнопружинный механизм, благодаря которому значительно увеличено вертикальное перемещение излучателя. На тележке штатива установлен пульт и высоковольтный генератор. Штатив для двухпроекционной ангиокардиографии содержит поворотный кронштейн, посредством которого можно смещать на заданный угол направление пучка от излучателя.

Уравновешивание излучателя с диафрагмой в штативах снимков осуществляется грузовыми и пружинными уравновешивающими механизмами. Обычно груз-противовес или пружина находятся внутри вертикальной колонны. Это создает некоторые трудности при контроле за состоянием гибкого элемента - троса, который необходим для безопасной эксплуатации штатива. При использовании монтируемых на излучатель или диафрагму дополнительных приспособлений (доджеры, фильтры, гонадные экраны) важно сохранить уравновешенность механизма. Пружинные уравновешиватели позволяют в некоторых пределах компенсировать изменение уравновешиваемых масс. Кроме того, отсутствие противовеса делает штатив сравнительно легким. Подобные штативы применяются в передвижных аппаратах. Цилиндрическая пружина растяжения нижним концом закреплена в колонне, а ее верхний конец связан посредством стального троса, перекинутого через полиспаст и спиральный блок-компенсатор с уравновешиваемым излучателем. На каретке вертикального механизма перемещения имеется планка или рамка, предотвращающая падение уравновешиваемых масс при обрыве троса или поломке пружины. В потолочных штативах снимков применяют пружинные уравновешиватели с кулачковыми компенсаторами усилий и электроприводные лебедки для перемещения подвешенных масс по вертикали.

В таких устройствах, перемещая излучатель или весь штатив, рентгенлаборант преодолевает силы трения. Там, где эти силы превышают 40 Н, перемещения осуществляют не вручную, а электромеханическим приводом. Подобный привод часто устанавливается в штативах палатных аппаратов.

Для контроля заданных линейных и угловых положений излучателя предусмотрены шкалы. Обычная цена делений для линейных шкал составляет 1 см, а для угловых - 1?. В большинстве случаев это позволяет с необходимой точностью устанавливать направление пучка рентгеновского излучения относительно объекта съемки. Фиксируют излучатель, каретки и штатив в целом в выбранном положении электрическими тормозами и механическими фиксаторами.

Стойки-штативы типа S и Z

Начало распространения такого типа штативов было положено, когда Всемирная организация здравоохранения предложила использовать радикально новый подход к диагностической радиологии, названный BRS (от англ. Basic Radiological System - базовая радиологическая система) (рис. 3-20).

BRS разработан для безаварийного функционирования даже в трудных эксплуатационных условиях: его можно установить за 1 день в простой необорудованной комнате; среднечастотное питающее устройство - передовая разработка рентгеновской технологии; рентгеновский выход вполне позволяет получать высококачественные рентгенограммы всех частей тела; благодаря простоте конструкции редко возникает необходимость повторять съемку, что делает комплекс экономичным. BRS может выполнять более 80% всех рентгенологических исследований, которые проводятся в больших центральных больницах, и почти 100% тех, в которых нуждаются некрупные больницы.

Комплекс BRS снабжен детальной эксплуатационной документацией, где показаны основные способы укладки и режимы, что позволяет проводить рентгенографию персоналу общего профиля.

Усовершенствованию аппарата типа BRS способствовали стойки штатива типа S (рис. 3-21) и Z.

Штативы для просвечивания и снимков типа «С-дуга»

Штативы для просвечивания и снимков типа «С-дуга» - устройства, предназначенные для поддержания соединенных в одну систему излучателя и приемника излучения и манипулирования ими при рентгеноскопии или рентгенографии. Такие штативы широко применялись ранее, когда в качестве приемника использовался люминесцентный экран. Появление усилителей яркости изображения, рентгенотелевидения и цифровой техники регистрации изображения позволило успешно использовать штативы для просвечивания и снимков при полипроекционных исследованиях. Благодаря жесткой механической связи между излучателем и приемником излучения, системе шарниров и направляющих механизмов в штативе сохраняется одна и та же центрация рабочего пучка излучения при любых перемещениях элементов. Штативы данной группы особенно удобны при полипроекционных исследованиях в операционных, травматологических пунктах, для зондирования кровеносных сосудов.

Направления возможных перемещений системы излучатель-приемник в современных штативах для просвечивания и снимков показаны на рис. 3-22. Число независимых перемещений системы излучатель-приемник обычно определяется назначением штатива.

Основные элементы таких штативов - рентгеновский излучатель с устройством для коллимации (тубусом или диафрагмой), приемник излучения (цифровая камера, УРИ твердотельная плоская панель), поворотный кронштейн, поддерживающий излучатель и приемник, вертикальная колонна, направляющие механизмы, приводы и механизмы перемещения, фиксирующие механизмы, тормоза. В штативах имеется также система электрического управления перемещениями и контроля положений основных элементов штатива, блокировки, концевые выключатели, световые сигнализаторы, центраторы и др.

Штативы бывают стационарными (напольного, потолочного или на польно-потолочного крепления) и передвижными - транспортабельными, со свободным перемещением по полу. Используют штативы в сочетании с рентгенодиагностическими столами. В качестве механической конструкции, связывающей излучатель и приемник, применяют дугообразный поворотный кронштейн («С-дуга»), который посредством направляющего механизма обеспечивает поперечную ротацию излучателя и приемника на угол до 180? (рис. 3-23). Параметры кронштейна «С-дуга» подбирают так, чтобы неуравновешенность системы была наименьшей. В этих же целях применяют маятник, если штатив работает со столом, продольная ось которого совпадает с поперечной осью у штатива. Продольная ротация осуществляется в довольно больших пределах - 360? и ограничивается допустимыми изгибами электрических кабелей излучателя и УРИ. Линейные перемещения по осям х и у в передвижных штативах неограниченны; в стационарных штативах по оси х - до 500 мм, по оси у - 0. Вертикальное перемещение невелико и составляет 200-500 мм как в передвижных, так и в стационарных штативах. Поскольку масса излучателя довольно велика по сравнению с массой других элементов, в штативах для просвечивания и снимков стараются применять не уравновешиватели, а электроприводные механизмы перемещения. Они дают возможность дистанционно управлять движениями элементов при сложных и ответственных исследованиях, например при ангиографических, которые проводятся в переполненных аппаратурой кабинетах, когда подход к штативу затруднен. Штативы снабжают хорошо различимыми шкалами линейных и угловых перемещений излучателя и пультами управления с CCD-дисплеями индикации состояния штатива, размещаемыми в удобном месте.

Поворотный стол-штатив

Это рентгенодиагностическое штативно-механическое устройство, объединяющее стол и штатив для просвечивания и снимков, причем конструкция стола-штатива позволяет исследовать больного в вертикальном, горизонтальном и наклонном положении (рис. 3-24). Различают две принципиальные схемы изготовления поворотных столов-штативов. В первой схеме применяется переднее направление центрального луча, т. е. излучатель располагается со стороны спины больного, а приемник - со стороны груди. Во второй схеме применяется заднее направление центрального луча. Столы-штативы, изготовленные по первой схеме, удобны тем, что больной обращен лицом к рентгенологу, наблюдающему рентгеновское изображение на приемнике излучения, и доступен для пальпации. При использовании столов-штативов, изготовленных по второй схеме, больше возможностей изменить положение излучателя относительно больного и приемника излучения.

Взаимное положение больного, излучателя и приемника излучения и направления их возможного перемещения схематично изображены на рис. 3-25. Здесь направления перемещения Х _п , Y _п , Z _п не совпадают с осями х , у и z системы координат, так как столы-штативы показаны в вертикальном положении. Преимущество столов-штативов, изготовленных по второй схеме, - в возможности использовать их не только как устройства для просвечивания и прицельных снимков, но и как штативы для снимков и томографии.

Поворотный стол-штатив, помимо деки стола, излучателя и приемника излучения, имеет основание, поворотную раму штатива, раму стола, кронштейн системы излучатель-приемник, направляющие механизмы деки, излучателя и приемника, уравновешивающие устройства и механизмы, механизмы перемещения, фиксирующие механизмы. В состав столовштативов, изготовленных по второй схеме, дополнительно входят элементы дистанционного управления.

Вследствие консольного закрепления ЭСУ в некоторых столах-штативах предусмотрен односторонний подход больного - слева от рентгенолога. Для того чтобы стол-штатив можно было использовать в качестве стола снимков, в нем предусмотрена установка решетки снимков, которая смонтирована под декой стола на специальном направляющем механизме. Решетка уравновешивается грузом, двигающимся вдоль рамы столаштатива. Для фиксации ЭСУ на консоли и системы излучатель-приемник в нужных положениях предусмотрены управляемые электромагнитные тормоза. Электрокомпоненты системы управления столом-штативом (блок питания, реле, контакторы и др.) расположены в основании.

Поворотные столы-штативы, сконструированные по второй схеме, рассчитаны на дистанционное управление, которое осуществляется рентгенологом из-за рентгенозащитной ширмы или из защищенной комнаты. Изображение передается рентгенотелевизионной установкой.

В связи с развитием методов рентгенопедиатрии в условиях применения новых высокочувствительных приемников появились специализированные поворотные столы-штативы, изготовленные по второй схеме с непосредственным и дистанционным управлением. Для таких столов-штативов характерны уменьшенные размеры стола, подвижная дека, облегчающая проведение полипозиционных исследований. Применяется рентгеновский излучатель с малым (0,3-1,0 мм) размером оптических фокусов, что дает возможность уменьшить геометрическую и динамическую нерезкость изображения на рентгенограммах при съемке таких подвижных больных, как новорожденные. Высокоскоростной томографический механизм штатива в сочетании с мощным рентгеновским излучателем и УРИ позволяет получать томограммы при весьма малой выдержке - примерно за 0,3 с, а зонограммы - за 0,002 с.

СПЕЦИАЛИЗИРОВАННЫЕ ШТАТИВЫ

Томографические устройства, содержащие механизмы для согласованного перемещения излучателя и приемника относительно объекта с целью получить послойные изображения объекта, называют томографами. Существуют разнообразные томографические механизмы, с помощью которых можно получить изображения продольных, поперечных плоских или изогнутых слоев в теле обследуемого.

В рентгенодиагностике в разное время находили применение томографические штативно-механические устройства:

Основные элементы механических томографических устройств - излучатель с коллиматором-диафрагмой; приемник - рентгенографическая кассета, решетка снимков или кассетодержатель; направляющие механизмы для излучателя и приемника; механизм перемещения с приводом системы излучатель-приемник излучения; синхронизирующий механизм; механизм регулировки уровня слоя; стол, кресло или опора для больного; механизмы перемещения стола; пульт управления. Такое устройство называют томографом-приставкой или приставкой для томографии.

В нем напольный штатив снимков снабжен приводным механизмом, перемещающим излучатель вдоль стола снимков. Решетка снимков, имеющая направляющий механизм, соединена синхронизирующим механизмом (штангой и каретками) с излучателем. Качание системы излучатель- приемник при томографическом движении осуществляется вокруг оси механизма, регулирующего уровень слоя. Этот механизм закреплен в середине продольной кромки стола снимков. Одновременно с включением излучателя запускается электропривод механизма перемещения излучателя, и решетка с кассетой начинает синхронно перемещаться.

В последние годы применение приставок для томографии и специализированных механических томографов все более ограничивается в связи с расширением областей применения спиральных мультидетекторных КТ.

Столы-штативы урологические

Столы-штативы урологические предназначены для исследования органов мочеполовой системы. Специфичность положения больного при рентгенологических исследованиях органов мочеполовой системы обусловила существенные отличия конструкции урологических столов-штативов от рентгенодиагностических столов и поворотных столов-штативов. Эти отличия таковы: укороченная дека поворотного стола, ограниченное продольное и поперечное перемещение системы излучатель-приемник излучения, наличие фиксирующих устройств для ног больного, устройств для сбора и эвакуации выделений (рис. 3-26).

В состав урологического штатива входит основание, поворотная рама, общая для стола и штатива, несущий излучатель и приемник (УРИ), снимочное устройство. В некоторых конструкциях имеется томографическое устройство, позволяющее производить томографию и зонографию с малым углом качания. Для перемещения элементов применяют электромеханические приводы и гидравлические системы. Преимущества последних: легкость изменения скорости и плавность перемещения - особенно важны для комфортного состояния больного, исключения дополнительных источников болевых ощущений. Исследуемая на урологических столах-штативах область человеческого тела весьма чувствительна к радиации, поэтому, чтобы максимально сократить лучевую нагрузку, предусмотрены системы автоматического экспонирования, задания геометрии поля съемки точно по размеру кассеты (так называемая формат-автоматика), принудительное введение фильтров для поглощения мягкой составляющей пучка излучения.

Маммографические штативы

Маммографические штативно-механические устройства предназначены для поддержания и фиксации системы излучатель-приемник излучения при рентгенологическом исследовании молочных желез. Штативы рассчитаны на контакт со стоящей, сидящей (рис. 3-27, а) или лежащей (рис. 3-27, б) больной, и поэтому системе излучатель-приемник излучения придается возможность вертикального перемещения, продольного поворота. Для комфорта больной предусмотрены дополнительные возможности: поперечный поворот системы на небольшой угол (до 20?), поперечное и вертикальное (вдоль центрального луча) перемещение приемника.

Основные элементы штативов для маммографии - излучатель с малогабаритной микрофокусной рентгеновской трубкой, коллимационным тубусом; кассетодержатель; компрессионное устройство; маятник или кронштейн системы излучатель-приемник излучения; штатив с механизмами вертикального перемещения и поворота системы. Компрессионный тубус, выполненный из прозрачной пластмассы, имеет возможность перемещаться по направляющей маятника и обеспечивать прижим молочной железы к кассетодержателю. Маятник можно зафиксировать в любом положении при продольном повороте.

Фокусное расстояние может изменяться от 45 до 50 см. Вертикальные перемещения 700 мм позволяют устанавливать излучатель и кассетодержатель на высоте 750-1450 мм, считая от уровня пола до оси поворота маятника. Благодаря поперечному повороту излучателя с маятником на 15? в сторону больной пучок излучения принимает наиболее выгодное положение с учетом конституции больной и уменьшается лучевая нагрузка от рассеянного излучения.

РЕНТГЕНОЗАЩИТНЫЕ КАБИНЫ

Чтобы уменьшить площадь рабочего места при массовой флюорографии и максимально защитить рентгенлаборанта, применяется особый вид штативно-механического устройства - рентгенозащитная кабина, содержащая экраны-поглотители рассеянного излучения. Кабина, как правило, выступает штативом и для излучателя, укрепляемого на одной из стенок, и для флюорографической камеры или цифрового приемника. Помимо излучателя и камеры, кабина содержит основание, переднюю и боковые стенки, каркас (раму), одну или две перемещаемые рентгенозащитные двери со смотровыми окнами, электроприводные механизмы перемещения дверей, подъемной подставки-лифта для обследуемого пациента. Материал стен и дверей имеет свинцовый эквивалент 1,0-2,0 мм. Подставка-лифт обеспечивает необходимое перемещение обследуемого (грудной клетки) при совмещении пучка излучения и входного экрана камеры. Вертикальное перемещение составляет обычно 500-600 мм. Кабина аппарата «12Ф9» имеет одну дверь для входа и выхода обследуемых, расположенную со стороны зоны обслуживания - рабочего места рентгенлаборанта и пульта управления аппаратом. Механизм перемещения двери имеет местное (от ручки двери) и дистанционное (от выносной кнопки на стенке кабины) управление. Система управления дверью устроена таким образом, что снимок можно произвести только при полностью закрытой двери. По окончании снимка дверь автоматически открывается. Внутри кабины смонтированы откидные устройства для гонадной защиты щитовидной железы и бактерицидная лампа.

Некоторые кабины флюорографических аппаратов имеют пару распашных дверей, связанных синхронизирующей штангой и складывающихся вдоль стенок. В кабинах других моделей (рис. 3-28) применяется одна или две пары откатных дверей. Наличие двух дверей удобнее при работе во флюорографическом кабинете.

Приемники рентгеновского изображения

АНАЛОГОВЫЕ ПРИЕМНИКИ

В рентгенографической практике все более широкое распространение получают системы, обеспечивающие на выходе цифровые изображения. Однако это не означает, что аналоговые системы будут ими вытеснены в ближайшее время окончательно.

Самый простой способ получения рентгенографического изображения - преобразование несущего информацию об объекте пучка излучения в изображение на пленке аналогично получению фотографических изображений, поскольку природа используемых излучений сходна. Разница между ними только в энергетической эффективности: если видимый свет лежит в интервале длин волн 400-700 нм, то интервал длин волн используемого в рентгенологической практике рентгеновского излучения находится в интервале 0,005-0,35 нм.

В рентгенографической пленке, так же как в обычных фотопленках, в качестве эмульсии используют введенное в желатину галоидное серебро, однако в рентгенографических пленках кристаллы эмульсии крупнее, а эмульсионные слои толще. Под воздействием рентгеновского излучения в микрокристаллах эмульсии происходит физический процесс формирования скрытого изображения. Для превращения этого изображения в видимое используют проявление. В результате на экспонированных участках пленки образуются мельчайшие частички металлического серебра, в то время как на неэкспонированных участках в эмульсии изменений не происходит. Неэкспонированное серебро удаляется из пленки в процессе фиксирования. На пленке каждая частичка металлического серебра, поглощая какое-то количество света, создает участки различной оптической плотности от светло-серого до черного. Те участки, из которых неэкспонированное серебро было удалено в процессе фиксирования, выглядят прозрачными.

Проникающая способность рентгеновского излучения так велика, что в эмульсионном слое пленки поглощается всего 1-2% рентгеновских квантов, несущих информацию об объекте. Поэтому, несмотря на безусловные потери в качестве изображения, в обычной рентгенографии используются рентгенографические пленки вместе с усиливающими экранами, обеспечивающими сильное поглощение рентгеновского излучения.

Стоматологические пленки

Безэкранная рентгенографическая пленка используется в настоящее время только в одном виде исследований - в стоматологии, при внутриротовых снимках зубов. Безэкранная стоматологическая пленка обеспечивает очень высокую разрешающую способность (порядка 50 пар линий/мм), но дозовая нагрузка на пациента при этом весьма существенна, поэтому уменьшение дозовых нагрузок в стоматологии очень важно.

Внутриротовые пленки выпускаются в индивидуальной светозащитной упаковке разового пользования. Формат пленки варьирует от вида исследования и возрастной группы пациентов в соответствии с международным рекомендациями: 22×33, 24×30, 22×40, 30,5×30,5, 27×54, 57×76, 24×70, 40×50 мм. Отечественная пленка выпускается в одной упаковке размером 24×30 мм, но на рынке имеются зарубежные пленки практически всех перечисленных размеров.

ГОСТ ИСО 3665 регламентирует уровень чувствительности пленки, при этом весь диапазон чувствительности представлен четырьмя группами. В табл. 3-4 для рекомендованных групп пленок приведены значения входной дозы, необходимой для того, чтобы получить на пленке плотность почернения 1,0 над вуалью, и чувствительности пленки, определенной как величина, обратная дозе.

Группа, к которой по чувствительности относится та или иная пленка, указана на упаковке. Для снижения дозовых нагрузок желательно использовать более чувствительную пленку. Пленки группы С в настоящее время для использования в РФ не рекомендуются.

Кроме стоматологических пленок, рассчитанных на стандартные жидкие проявители, для стоматологии выпускаются пленки быстрого проявления с одноступенчатыми или двухступенчатыми капсулами с реактивами. Первые обеспечивают одновременное проявление и фиксирование пленки, вторые - вначале проявление, затем фиксирование. Изделие представляет собой светонепроницаемую упаковку разового пользования, в которой находится пленка и отсек с капсулой, содержащей фотообрабатывающие реактивы. После облучения рентгеновским излучением той части упаковки, где расположена пленка и которую вставляют в рот пациента, раздавливается капсула с реактивами. Реактивы перегоняются в отсек с пленкой, где происходит ее фотографическая обработка. По окончании фотообработки, занимающей несколько минут, упаковку вскрывают, а пленку промывают и высушивают.

Рентгенографические усиливающие экраны

В общей рентгенографической практике рентгенографические пленки используются вместе с усиливающими экранами, которые с помощью хорошо поглощающих рентгеновское излучение люминесцентных слоев преобразуют рентгеновское излучение в поток света длин волн видимого диапазона. Спектральная чувствительность пленки, используемой в таких комплектах, соответствует этому диапазону спектра излучения.

Экранная рентгенографическая пленка - чувствительные эмульсионные слои, нанесенные на основу с двух сторон. При взаимодействии рентгеновского излучения с люминесцентным слоем усиливающего экрана каждый рентгеновский квант образует в кристалле люминофора экрана тысячи световых фотонов, хорошо поглощаемых чувствительной эмульсией пленки. В результате рентгенографическая пленка с усиливающими экранами позволяет получить чувствительность, которая в 50-200 раз больше, чем у безэкранной пленки.

Усиливающий экран - люминесцентный слой из мелких кристаллов люминофора в связующем веществе, нанесенный на картонную или пластиковую подложку. На его поверхность наносится защитный слой, облегчающий очистку экрана и предохраняющий его от царапин, влаги, пятен. Экраны имеют толщину эмульсионного слоя 70-250 мкм, величина кристаллов люминофора обычно лежит в пределах 8-20 мкм.

От типа применяемого рентгенолюминофора, его структуры, размеров частиц, технологии нанесения, толщины люминесцентного слоя зависят параметры усиливающих экранов и качество получаемого изображения. Чувствительность экранов определяется поглощающей способностью используемых рентгенолюминофоров, толщиной люминесцентных слоев, величиной кристаллов люминофоров и плотностью их упаковки. Экраны с люминофорами, имеющими высокий атомный номер и большую толщину слоя, обладают высокой чувствительностью. Однако существуют пределы, выше которых увеличивать толщину слоя люминофора нельзя из-за увеличения нерезкости. Если технология изготовления позволяет делать люминесцентный слой плотным, то влияние толщины слоя на нерезкость уменьшается. Чем тоньше структура люминофора, тем нерезкость изображения меньше, но при этом уменьшается и чувствительность экрана. Наилучшими свойствами в отношении как чувствительности, так и качества получаемого изображения обладают экраны на основе редкоземельных люминофоров. Именно такие усиливающие экраны наиболее часто используются в настоящее время.

От типа используемого в экране люминофора зависит также спектр излучения усиливающих экранов, а следовательно, и тип пленки, который с ним должен применяться. Многие годы использовались усиливающие экраны, работающие в синей области спектра. Для работы с ними хорошо подходит пленка с чувствительным слоем, изготовленным из эмульсии с галоидным серебром. В настоящее время широкое распространение получили усиливающие экраны, максимум спектрального излучения которых сдвинут в зеленую область спектра. Для таких экранов разработана специализированная ортохроматическая пленка с лучшим коэффициентом соответствия спектральной чувствительности излучению в зеленой области спектра.

Усиливающие экраны обычно различают по чувствительности и подразделяют на несколько категорий: низкочувствительные (обычно их называют экранами высокого разрешения), средней чувствительности (универсальные, стандартные, общего назначения) и высокочувствительные. На рынке медицинской техники представлено большое количество зарубежных рентгеновских комплектов, работающих как в синей, так и в зеленой области спектра. Среди тех и других есть комплекты, использующие усиливающие экраны с очень высоким разрешением (как правило, с маркировкой Fine), с высоким разрешением (Fast Detail), со средней чувствительностью (Medium и Regular) и сверхвысокой чувствительностью (Fast). Подобный ряд усиливающих экранов изготавливают практически все зарубежные фирмы.

Усредненные характеристики типичного ряда зарубежных усиливающих экранов на основе редкоземельных люминофоров, работающих в зеленой области спектра с двусторонней рентгенографической пленкой, указаны в табл. 3-5. За 1,0 принята чувствительность наиболее тонкого и мелкоструктурного усиливающего экрана. Разрешающая способность характеризует создаваемую усиливающими экранами нерезкость и возможности экранов по воспроизведению мелких деталей. Определяют разрешающую способность по свинцовым штриховым мирам с группами штрихов различной ширины. На полученном на пленке изображении миры с помощью микроскопа определяют предельно различаемую группу штрихов.

В нашей стране выпускается довольно обширный номенклатурный ряд усиливающих экранов (ЗАО «Ренекс», Новосибирск). Основные типы выпускаемых экранов и их параметры представлены в табл. 3-6.

Понять, что собой представляет отечественный усиливающий экран, можно по его обозначению, в котором содержатся сведения о его составе и назначении. Так, в обозначении экрана ЭУ-В1К первые две буквы обозначают сокращение названия «экран усиливающий». Если появляется третья буква, это говорит о специализированном назначении экрана. Например, ЭУМ - аббревиатура названия «экран усиливающий маммографический». Буква после дефиса обозначает тип люминофора. Возможны буквы В - вольфрамат кальция (СaWO₄ ), И - оксисульфид иттрия (Y₂ O₂ S: Tb) и Г - оксисульфид гадолиния (Gd₂ O₂ S: Tb). В приведенном выше примере буква В обозначает, что экран изготовлен на основе люминофора СaWO₄ , цифра обозначает класс изделия, буква К - наличие в экране дополнительного красителя.

Отметим, что отечественные экраны класса 1 соответствуют чувствительности экранов типа Fine, класса 2 - Medium, класса 3 - Regular, класса 4 - Fast.

Сравнивая отечественные и зарубежные экраны по техническому уровню, можно констатировать, что ассортимент и качество отечественных усиливающих экранов позволяют использовать их во всех случаях рентгенографической практики. Усиливающие экраны типа ЭУ-В2 и ЭУ-И3 можно считать универсальными. Экраны типа ЭУ-В1К следует применять в тех случаях, когда необходимо исследовать объекты со сверхтонкими структурами, например для получения костных снимков. В то же время применение этих экранов в ряде случаев (например, при исследовании легких) недопустимо, поскольку ввиду низкой чувствительности существенно увеличиваются дозовые нагрузки на пациента и в связи с длительным временем экспозиции увеличивается динамическая нерезкость. Экраны типа ЭУ-И3, имея высокую чувствительность и разрешающую способность, особенно хорошо ведут себя при низких энергиях излучения, поэтому их рекомендуется использовать в педиатрии. Они могут также применяться взамен экранов типа ЭУ-В1К, обеспечивая в несколько раз лучшую чувствительность, однако качество изображения из-за большой зернистости этих экранов несколько хуже. Экраны 4-го класса следует использовать, когда требуется максимальная чувствительность. Такая необходимость может появиться при исследовании брюшной полости или при применении маломощных рентгеновских аппаратов.

Комбинированный комплект экранов, состоящий из переднего экрана типа ЭУ-ИЗ и заднего тип ЭУ-Г4, который можно считать универсальным, обеспечивает высокое качество изображения при довольно высокой чувствительности при работе и с зелеными и с синими пленками. Кроме того, у таких экранов практически отсутствует «ход с жесткостью» (зависимость чувствительности экрана от энергии рентгеновского излучения).

Зависимость чувствительности экранов от эффективной энергии рентгеновского излучения в некоторых типах экранов может быть существенной. Меньше других она выражена у экранов на основе СаWO₄ , у экранов на основе I₂ O₂ S: Tb она значительно выше при низких эффективных значениях энергии рентгеновского пучка, у экранов на основе Gd₂ O₂ S: Tb увеличивается при возрастании эффективной энергии излучения. В связи с этим применение экранов на основе I₂ O₂ S: Tb, например, предпочтительнее в педиатрии, а на основе Gd₂ O₂ S: Tb - при использовании техники жесткого снимка или для очень плотных объектов.

Рентгенографическая пленка

Основные параметры пленки, характеризующие ее возможность воспроизводить изображение, оценивают по сенситометрической кривой (рис. 3-29), которая отражает зависимость плотности почернения пленки от значения логарифма экспозиции.

Характеристическая кривая пленки показывает рабочий диапазон экспозиций, при котором пленка способна воспроизводить изображение. В рабочем диапазоне плотность возрастает сначала медленно, затем быстрее, и в какой-то момент ее возрастание становится пропорционально логарифму экспозиции (освещенности). Затем пропорциональность уменьшается и рост плотности почернения замедляется. Скорость нарастания плотности почернения пленки (градиент) показывает, как пленка передает контраст объекта. В документации на пленку обычно указывается средний градиент, который определяется по сенситометрической кривой в полезном диапазоне плотностей 0,25-2,0 и для современных пленок универсального применения имеет значение порядка 2,5. Это означает, что в диапазоне нормальных плотностей контраст изображения на пленке превышает контраст объекта в 2,5 раза.

По основанию характеристической кривой определяется минимальная, а по плечу кривой - максимальная плотность почернения пленки. Минимальная плотность пленки обусловлена суммой плотностей основы и вуали.

Чувствительность пленки зависит от величины освещенности, которая необходима, чтобы создать на пленке величину плотности порядка 1,0.

Сенситометрические параметры, характерные для некоторых типов универсальных рентгенографических пленок, приведены в табл. 3-7. Эти параметры получены при ручной обработке пленок в отечественных реактивах при температуре проявления 20 ?С и времени проявления 4 мин, а также при машинной обработке в проявителе RPX Omat «Kodak» при температуре проявителя 34 ?С и времени проявления «от сухого до сухого» 2,2 мин.

Критерием отбора пленок для использования могут быть следующие условия: средний градиент должен быть не менее 2,0; максимальная плотность не менее 3,0; плотность вуали не более 0,1.

В табл. 3-7 приведены наиболее часто используемые на нашем рынке пленки. В действительности их значительно больше. На упаковке пленки указываются способ проявления (ручной или машинный) и тип проявителя.

В нашей стране рентгенографические пленки не выпускаются. Если такая пленка и появляется, то это, как правило, пленка, изготовленная за рубежом, поставленная на предприятие в рулонах, где осуществляется только ее нарезка и упаковка. К таким пленкам относятся приведенные в таблице пленки типа Ренекс РП~с ~ и Ренекс РП_з . На отечественном рынке сейчас широкий выбор рентгенографической пленки различных фирм, поэтому важно грамотно выбрать ее, учитывая не только тип применяемых усиливающих экранов, но и конкретные задачи исследования.

Пленка оказывает существенное влияние на контрастность получаемого изображения. Кроме присущего пленке среднего градиента, фактором, сильно влияющим на контраст пленки, выступает вуаль. Пленка, независимо от того, воздействовало на нее излучение или нет, после проявления всегда имеет некоторую плотность почернения. Величина вуали может существенно возрастать при длительном хранении. Это одна из основных причин, ограничивающих срок годности пленки.

Для динамического диапазона, обеспечиваемого комплектом экран/пленка, влияние пленки играет определяющую роль. Усиливающий экран - система линейная во всем рабочем рентгеновском диапазоне, однако нелинейность почернения пленки - причина того, что при работе с рентгенографическими комплектами требуется очень тщательно устанавливать режимы на рентгеновском аппарате. Влияние пленки на нерезкость изображения не так велико, но и оно может быть ощутимо. В связи с этим для работы с мелкоструктурными усиливающими экранами, обеспечивающими высокую разрешающую способность, необходимо выбирать мелкозернистую пленку.

Чувствительность комплектов определяется в первую очередь чувствительностью усиливающих экранов, но и пленка в некоторой степени может влиять на этот параметр, особенно в случае не вполне корректного ее проявления.

При изменении условий проявления или использовании других типов реактивов сенситометрические показатели пленок могут существенно меняться. Поэтому все фирмы - производители пленок разрабатывают также реактивы и регламенты их обработки. Только при применении фирменных реактивов и соблюдении условий обработки, рекомендованных фирмой, можно получить оптимальные сенситометрические показатели пленки. Так, например, пленка типа CP-BUnew, в отличие от обработки в отечественных реактивах (см. табл. 3-7), при проявлении в концентрированном проявителе G 150 фирмы Agfa обеспечивает практически такие же показатели, как и при машинной обработке.

Комплект экран/пленка

Универсальный рентгенографический комплект обычно состоит из двух экранов, расположенных с двух сторон пленки. Часто передний и задний экраны изготавливаются одинаковыми, и тогда на них нет обозначения. Бывают случаи, когда изготавливаются разные по нагрузке, а иногда и по составу люминофора экраны. В таком случае на экране стоит обозначение «передний», «задний».

Фотографическое действие, производимое комплектом экран/пленка (Ф), или, иными словами, чувствительность этого комплекта, можно определить, воспользовавшись соотношением:

Ф = S ? (Ф_эп + Ф_эз ) ? K ,

где S - чувствительность пленки, Ф_эп - фотографическое действие, производимое передним экраном, Ф_эз - фотографическое действие, производимое задним экраном, K - коэффициент спектрального соответствия экранов и пленки.

Чувствительность комплекта экран/пленка, так же как и чувствительность пленки, определяют по характеристической кривой. Однако засветка комплекта производится рентгеновским излучением, а по оси абсцисс вместо значений логарифма освещенности откладывают значения логарифма дозы. По этой характеристической кривой определяют также диапазон значений рабочих доз, обеспечивающих достижение максимально возможного контраста изображения. В отечественной практике чувствительность комплекта экран/пленка характеризуется величиной, которая обратна значению дозы, необходимой для создания плотности 0,85 над вуалью, и выражается в обратных рентгенах (Р^-1 = 1:Р). Это означает, что, если чувствительность комплекта составляет 1000 Р^-1 , рабочая доза на входе должна составлять 1 мР. Чувствительность современных комплектов экран/пленка общего назначения лежит в диапазоне 500-4000 Р^-1.

За рубежом чувствительность комплектов экран/пленка характеризуют, используя другие единицы. Если в документации зарубежной фирмы гарантируется, что чувствительность комплекта экран/пленка равна 100, то это означает, что комплект обеспечивает плотность почернения 1,0 при дозе 1 мР. Комплект экран/пленка с чувствительностью 200 и 400 обеспечивает заданную плотность при дозах 0,5 и 0,25 мР соответственно. Коэффициент пересчета единиц, используемых в отечественной и зарубежной практике, составляет величину порядка 7. Таким образом, значение чувствительности в зарубежных комплектах, равное 100, соответствует значению чувствительности в отечественных единицах примерно 700 Р^-1 . Знать это необходимо, чтобы четко представлять рабочую дозу при съемке.

Комплекты экран/пленка с отечественными усиливающими экранами типа ЭУ-В2 имеют чувствительность порядка 130, типа ЭУ-И3 и ЭУ-Г3 - 220, типа ЭУ-Г4 - 350. Значения чувствительности приведены при использовании пленок средней чувствительности, синих - для экранов типа ЭУ-В2 и ЭУ-И3 и зеленых - для экранов ЭУ-Г3 и ЭУ-Г4.

Применяя зеленые или синие рентгенографические комплекты, надо строго следить, чтобы использовались соответствующие друг другу по спектру экраны и пленки, иначе потери чувствительности могут возрастать в 2 раза. Исключение составляет комплект экран/пленка, в котором в качестве переднего используется синий экран типа ЭУ-И3, а в качестве заднего - зеленый экран типа ЭУ-Г3. Такой комплект имеет чувствительность порядка 180 как с синей, так и с зеленой пленкой. Кроме того что такой комплект можно использовать с любой по спектральной чувствительности пленкой, он имеет чувствительность, мало зависящую от «хода с жесткостью» рентгеновского излучения.

Качество изображения, создаваемое комплектами экран/пленка, может весьма существенно различаться и по частотным, и по градационным параметрам. Существующие комплекты по частотным параметрам можно разбить на три группы: комплекты сверхвысокого разрешения, универсальные комплекты и комплекты сверхвысокой чувствительности. В основном частотные параметры определяются разрешающей способностью усиливающих экранов, но в некоторых случаях влияние пленки тоже может стать заметным. Так, в комплекте высокого разрешения с экраном типа ЭУ-Г3 применение крупнозернистой высокочувствительной пленки приводит к уменьшению разрешающей способности с 13 до 11 пар линий/мм.

Градационные параметры комплектов можно характеризовать зашумленностью изображения, которая также в основном определяется зернистостью экранов и в меньшей степени - зернистостью пленки. В случае использования высокочувствительных комплектов могут проявиться флюктуационные шумы.

Для каждого рентгенологического исследования важно подобрать оптимальный комплект экран/пленка. Общим подходом при таком отборе могут служить следующие соображения. В тех случаях, когда требуется различить мелкоструктурные объекты, необходимо использовать кассеты с усиливающими экранами высокого разрешения и мелкоструктурную пленку. При исследовании малоконтрастных объектов следует выбирать пленки средней чувствительности с высоким средним градиентом и мелкозернистые экраны. Для объектов с большим динамическим диапазоном - пленки с большой фотографической широтой. Кассеты с высокочувствительными комплектами (с чувствительностью >400) следует применять для съемки тучных больных или при работе с маломощными аппаратами.

Существуют также специализированные комплекты, предназначенные для исследования определенных органов.

Рентгенографическая кассета

Комплект экран/пленка можно использовать при условии тесного контакта экранов и пленки и защиты пленки от внешнего светового воздействия. Эти функции в рентгенографических комплектах выполняет рентгенографическая кассета.

Рентгенографическая кассета - металлический или пластиковый контейнер с открывающейся задней крышкой. В кассете, предназначенной для работы с двусторонней пленкой, на передней и задней крышке стационарно закреплены усиливающие экраны. В кассете, предназначенной для работы с односторонней пленкой (маммографические кассеты), - один усиливающий экран на задней крышке. На рис. 3-30 схематично изображен поперечный разрез заряженной рентгенографической кассеты общего назначения, дающий представление о входящих в рентгенографический комплект компонентах.

В современных универсальных рентгенографических кассетах надежного контакта между пленкой и экранами добиваются с помощью магнитного прижима. Такие кассеты могут использоваться только до износа в них усиливающих экранов; восстановлению они практически не подлежат.

Более простые металлические кассеты с механическим прижимом экранов и пленки допускают замену экранов, но производить эту замену необходимо, строго следуя прилагаемой инструкции. Существуют вакуумные рентгенографические кассеты, которые обеспечивают идеальный прижим пленки к экранам, но такие кассеты не нашли широкого распространения из-за сложности в изготовлении и эксплуатации.

Рентгенографические кассеты, как правило, вносят некоторые потери в качество получаемого изображения. Исследования показывают, что один и тот же комплект экран/пленка имеет в вакуумной кассете величину разрешающей способности 13 пар линий/мм, в кассете с магнитным прижимом - 11,5 пары линий/мм, а в кассете с механическим прижимом - 10 пар линий/мм. Лучше применять рентгенографические кассеты с магнитным прижимом, особенно в тех случаях, когда используются комплекты экран/пленка высокого разрешения.

Маммографические кассеты должны обеспечивать особенно надежный прижим пленки к экрану и иметь сверхпрозрачную для рентгеновского излучения переднюю стенку. Первое условие связано с высокой разрешающей способностью маммографических комплектов (15-20 пар линий/мм), второе - с используемым в маммографии невысоким по эффективности энергии рентгеновским излучением (порядка 15-20 кэВ). Чтобы не пропадала диагностически важная зона обследования, при маммографии сторона пленки, прилегающая к груди, должна как можно ближе находиться к краю кассеты. Это также учитывается в конструкции маммографических кассет.

Не вполне плотное прилегание пленки к экранам ухудшает качество изображения. При наличии зазора выходящий из экрана свет распространяется в стороны и усиливает нерезкость изображения. Плохой контакт пленки с экранами может свести на нет все попытки уменьшить нерезкость изображения (выбор малого фокуса, фиксация пациента, высокое разрешение экранов и др.). Основными причинами плохого прилегания обычно бывают воздушные карманы между пленкой и экранами, инородные частицы на экранах и повреждение кассеты или ее замков.

Рентгенографические и маммографические кассеты имеют стандартные международные размеры и могут использоваться в любом рентгеновском аппарате и маммографе соответственно.

Маммографический комплект

При маммографических исследованиях к качеству изображения предъявляются особенно высокие требования. Поэтому для производства маммограмм долгое время использовалась безэкранная съемка на специализированную маммографическую пленку с повышенным содержанием серебра. При этом удавалось получить высококачественное изображение, однако дозовая нагрузка на пациенток была очень высока, так как при безэкранной съемке для того, чтобы получить плотность почернения пленки 1,0 над вуалью, необходима доза порядка 80 мР.

Возникла необходимость создания комплектов экран/пленка, которые смогли бы обеспечить необходимое уменьшение дозы обследования при высоком качестве изображения. Эта задача успешно решена в современных маммографических исследованиях. Применение маммографических усиливающих экранов в комплекте со специальной маммографической пленкой позволяет снизить рабочую дозу до 10-20 мР.

Маммографические экраны должны иметь высокую разрешающую способность, низкий уровень шума, высокую эффективность при низких эффективных энергиях рентгеновского излучения.

Высокая разрешающая способность в маммографических экранах обеспечивается благодаря применению мелкофракционированных люминофоров и изготовлению тонких люминесцентных слоев с малой нагрузкой люминофора. Чтобы обеспечить низкий уровень флюктуационных шумов, применяют люминофоры с высокой поглощающей способностью в области низких энергий рентгеновского излучения.

Практически все фирмы, выпускающие маммографические экраны, используют люминофор на основе Gd₂ O₂ S: Tb. Современные маммографические экраны обеспечивают разрешающую способность порядка 20 пар линий/мм.

В маммографических комплектах используются высококонтрастные пленки со средним градиентом порядка 3,5, изготовленные из мелкоструктурной эмульсии. Пленки имеют одностороннее покрытие, поскольку в маммографии для лучшего качества изображения используются не два усиливающих экрана, как в универсальных комплектах, а один экран, расположенный за пленкой. В маммографических комплектах благодаря использованию одного экрана, его высокой разрешающей способности и высокой разрешающей способности пленки удается получить разрешающую способность до 20 пар линий/мм.

Отечественная промышленность маммографических пленок не выпускает, однако их предлагают практически все зарубежные фирмы, выпускающие обычные универсальные рентгеновские пленки. Все эти фирмы - производители маммографических пленок обеспечивают также выпуск усиливающих экранов, предназначенных для работ с ними.

Следует отметить, что только фирменный маммографический комплект может обеспечить оптимальные, гарантируемые фирмой параметры. На практике часто пользуются кассетами, экранами и пленками разных фирм. Потеря чувствительности комплекта из-за этого может составлять до 30-40%. Поэтому, выбирая для работы тот или иной маммографический комплект, надо помнить одно главное правило: маммографический экран и используемая с ним пленка должны соответствовать друг другу, для этого надо использовать экраны и пленки одной фирмы и учитывать ее рекомендации по типу пленки, применяемой с конкретным типом экрана.

Фирмы обычно выпускают маммографические комплекты двух типов: с высокой чувствительностью для скрининговых профилактических исследований и высокой разрешающей способностью для более детальных диагностических исследований. Экраны и пленки, применяемые в таких комплектах, различаются по параметрам и должны быть совместимы друг с другом.

Усилители рентгеновского изображения с аналоговым телевизионным трактом

Рассматриваемый вид приемников рентгеновского изображения используется в клинической практике для задач рентгеноскопии, а при необходимости - в режиме прицельных снимков (рентгенография).

Разработки этих приемников базируются на достижениях технологии создания РЭОП и УРИ. Необходимо оговориться, что в зарубежной научнотехнической литературе разделение на РЭОП и УРИ не принято и как сам РЭОП, так и усилитель, построенный на базе РЭОП, имеют общее название «усилитель рентгеновского изображения» (X-Ray Image Intensifier).

В медицинской практике наибольшее применение нашли два типа УРИ: усилители на базе РЭОП и усилители на базе электронно-оптического преобразователя. В свою очередь, УРИ на базе РЭОП можно подразделить на две группы в соответствии с классификацией используемых в них РЭОП: с электростатической системой прямого переноса и с оборачиванием изображения. УРИ на базе электронно-оптического преобразователя получили значительно меньшее распространение по сравнению с усилителями первого типа в связи с присущей им более низкой эффективностью преобразования энергии фотонов и, следовательно, необходимостью увеличивать дозовые нагрузки на пациентов, чтобы получить необходимое качество изображения.

Далее, при анализе конструктивных особенностей и принципов работы УРИ с аналоговым телевизионным трактом основное внимание уделяется УРИ на базе РЭОП с поворотом изображения, так как РЭОП этой группы по основным характеристикам, определяющим качество рентгеновских изображений (коэффициент усиления, коэффициент передачи контраста и пространственное разрешение), превосходят РЭОП с электростатической системой прямого переноса.

Структурная схема приемника-преобразователя на базе УРИ с РЭОП (с поворотом изображения) представлена на рис. 3-31. Усиление яркости в подобных системах достигается за счет большей интенсивности светового потока при наличии ускоряющего напряжения или за счет электроннооптического уменьшения геометрических размеров изображения.

Типовой РЭОП с поворотом изображения, являющийся основой УРИ, представляет собой вакуумный прибор, как правило, цилиндрической формы, содержащий ряд компонентов. Рентгеновский поток попадает на входное окно. Основное требование к материалу, из которого изготовлено окно, сводится к минимизации рассеивания и поглощения фотонов в нем. В ранних моделях РЭОП входное окно выполнялось из стекла, в современных моделях используются относительно тонкие листы алюминия или титана (толщина 0,25-0,5 мм). В качестве входного рентгеновского экрана в настоящее время, как правило, используют люминофор на основе йодистого цезия (CsI), активированного натрием (CsI: Na), или йодистого цезия, активированного таллием (CsI: Tl). Этот тип экрана представляет собой структуру, состоящую из монокристаллов, которые имеют нитевидную форму (диаметром 5 мкм и длиной до 0,5 мм). Люминофор наносится на подложку из алюминия. За счет поглощения во входном экране энергии рентгеновского потока образуются фотоны видимого диапазона длин волн (голубой свет) и световой поток передается вдоль кристаллов на фотокатод (практически при отсутствии бокового рассеивания).

Между люминофором и фотокатодом находится очень тонкий (менее 1 мкм) промежуточный слой (например, из окиси индия), необходимый для того, чтобы исключить химическое взаимодействие материалов, из которых изготовлены люминофор и фотокатод. Фотокатодный слой изготавливают, как правило, из соединения сурьмы и цезия (SbCs₃ ). За счет фотоэффекта попавший на фотокатод световой поток вызывает эмиссию электронов. Электроны практически беспрепятственно движутся в вакууме, ускоряются за счет напряжения в 25-35 кВ, приложенного к системе катод-анод, и за счет электронной оптики фокусируются на люминофоре выходного окна. Из-за наличия точки пересечения на траектории движения электронов изображение на выходном люминофоре инвертировано по отношению к изображению на входном люминофоре. Необходимо также отметить, что и входной экран, и фотокатод не являются абсолютно плоскими. По этой причине разработчики РЭОП предусматривают специальные меры по выравниванию длин пробега электронов из разных точек поверхности системы входной экран-фотокатод, чтобы, по возможности, избежать искажений исходного изображения. При изменении уровня высокого напряжения, приложенного к фокусирующим электродам, удается изменять номинальный диаметр входного поля преобразователя, что реализуется в так называемых многопольных РЭОП. На практике наиболее часто используют системы с номинальным диаметром входного поля в диапазоне 150-400 мм, хотя имеются разработки преобразователей с размером поля, достигающим 570 мм.

Величина диаметра выходного экрана РЭОП в подавляющем большинстве случаев колеблется в диапазоне 25-35 мм. Выходной люминофор имеет толщину слоя примерно 5 мкм и может изготавливаться, например, на основе соединения ZnCdS: Ag (или так называемого люминофора-20 - Р20). В современных РЭОП широкое применение в качестве выходных люминофоров находят соединения на основе гадолиния (например, так называемый люминофор-43 - Р43). У внутренней поверхности выходного люминофора размещают тонкую алюминиевую фольгу, которая служит в качестве и анода, и отражателя света, что позволяет увеличивать яркость выходного изображения. Выходное окно может изготавливаться из стекла толщиной примерно 15 мм с внешними слоями - отражателями света. Существуют разработки на основе затемненного стекла, в ряде конструкций используют оптоволокно. Основная задача при разработке и изготовлении выходного окна УРИ - минимизировать рассеивание и переотражение светового потока.

В рентгеновских приемниках, построенных на основе РЭОП, сформированное описанным способом изображение с помощью оптической системы проецируется на передающую телевизионную трубку (например, видикон или плюмбикон) либо на ПЗС-матрицу[1]. На выходе этих устройств в соответствии с изображением в выходном окне РЭОП формируется телевизионный сигнал, который далее передается на телевизионный монитор (систему мониторов).

Количеством строк разложения в телевизионной трубке или количеством элементов ПЗС-матрицы в конечном счете определяется пространственная разрешающая способность рентгеновского приемника на базе УРИ. Так, пространственное разрешение выпускаемых в настоящее время РЭОП с номинальным диаметром входного поля более 330 мм составляет порядка 4,0-5,5 пары линий/мм (в центре). Однако, даже если вместе с РЭОП, имеющим диаметр входного поля порядка 400 мм, используется телевизионная система с разложением на 1249 строк (система высокой четкости), результирующая пространственная разрешающая способность не превысит 1,6 пары линий/мм. Один из основных недостатков приемников рентгеновского изображения на базе УРИ с аналоговым телевизионным трактом (особенно с передающими телевизионными трубками) - весьма небольшой динамический диапазон, как правило, не превышающий 50-100.

Отметим, что в последние годы производство приемников рентгеновского изображения на базе УРИ с аналоговым телевизионным трактом в значительной степени свернуто (как правило, их выпуск определяется лишь необходимостью поддерживать в работоспособном состоянии ранее выпущенные и находящиеся в эксплуатации рентгенодиагностические аппараты - для замены вышедших из строя УРИ). Выпускаемые год от года УРИ все в меньшем объеме в основном ориентированы на работу в цифровых системах (о цифровых приемниках рентгеновского изображения на базе УРИ речь пойдет ниже). Среди компаний, традиционно производивших УРИ, можно отметить, например, Philips, Siemens, Thales (ранее Thomson), а среди российских - московское ЗАО «Амико» и санктпетербургскую Научно-исследовательскую производственную компанию НИПК «Электрон».

ЦИФРОВЫЕ ПРИЕМНИКИ РЕНТГЕНОВСКОГО ИЗОБРАЖЕНИЯ

Разработанные к настоящему времени и находящиеся в эксплуатации рентгеновские приемники-преобразователи для цифровых медицинских диагностических систем различаются как по физическим принципам преобразования, так и по видам обрабатываемых в каждой стадии преобразования сигналов (например, рентгеновский поток преобразуется в поток фотонов оптического диапазона длин волн, оптический сигнал - в поток электронов, поток электронов - в оптический сигнал, оптический сигнал - в электрический сигнал; рентгеновский поток - в оптический сигнал с последующей трансформацией в электрический; рентгеновский поток - непосредственно в электрический сигнал и т. д.). Различаются эти приемники рентгеновского изображения и по области их применения: в общей рентгенодиагностике, маммографии, дентальной рентгенодиагностике, ангиографии, профилактических исследованиях органов грудной полости и др.

Классификацию цифровых рентгеновских приемников можно проводить, ориентируясь на область применения аппаратов на их основе или с учетом других признаков. Представляется удобным в качестве еще одного классифицирующего признака всех известных на сегодняшний день методов получения цифровых рентгеновских изображений, включая оцифровку экспонированных рентгеновских пленок, использовать время, необходимое для получения нормированного изображения на экране видеоконтрольного устройства. При этом учитывают возможность (или ее отсутствие) формирования изображений в режиме реального времени, т. е. возможность регистрировать и отображать ≥24 изображений в секунду (режим цифровой рентгеноскопии), а также в режиме квазиреального времени, при котором отрезок времени от начала экспозиции до появления изображения на экране монитора не превышает, как правило, 20-40 с.

В соответствии с предложенной классификацией все методы формирования и регистрации цифровых рентгеновских изображений и, следовательно, реализующие эти методы технологические разработки можно условно разделить на две группы:

К первой группе можно отнести рентгенодиагностические комплексы с трактом формирования рентгеновского изображения, содержащим люминесцентные запоминающие экраны (пластины), считывание информации с которых осуществляется при помощи специального лазерного устройства, - так называемые системы с фотостимулируемым люминофором. Срок хранения информации на этих экранах (после окончания экспозиции до начала считывания) может составлять несколько часов. В качестве буфера с практически неограниченным временем хранения информации может рассматриваться и обычная экспонированная и обработанная рентгеновская пленка, изображение с которой преобразуется в цифровую форму с помощью устройств для оцифровки рентгеновских пленок. Однако, хотя при оцифровке экспонированной рентгеновской пленки и используются цифровые методы регистрации и представления конечной рентгенодиагностической информации, считать эту технологию разновидностью цифровой рентгенографии можно лишь с некоторой долей условности, так как в этом случае на первом этапе необходимо в полном объеме осуществить процедуру, соответствующую традиционной пленочной рентгенографии.

Для второй группы цифровых приемников характерно большое разнообразие заложенных в них физических принципов, а также инженерных и конструктивных решений, которые позволяют принимать и преобразовывать информацию, заключенную в рентгеновском потоке, и затем представлять ее в цифровом виде. В эту группу входят:

Приемники рентгеновского изображения второй группы, в свою очередь, можно отнести в рассматриваемой классификации к одному из следующих двух типов:

В специальной литературе при рассмотрении медицинских рентгенографических систем приемники рентгеновского изображения первого типа часто относят к устройствам, предназначенным для прямой цифровой рентгенографии (direct radiography). Соответственно все остальные приемникипреобразователи относятся к устройствам для непрямой цифровой рентгенографии (indirect radiography).

Для удобства представления и дальнейшего анализа обе группы и соответствующие типы цифровых приемников рентгеновского изображения объединены в табл. 3-8. Важно отметить, что, несмотря на многообразие разработанных приемников рентгеновского изображения, наиболее востребованными в цифровых рентгенодиагностических системах для различных разделов рентгенодиагностики уже становятся, а в самом недалеком будущем с еще большей очевидностью станут плоские панели на основе аморфного кремния (аморфного селена).

Системы с формированием цифровых изображений в режиме нереального времени

Системы на базе фотостимулируемых люминофоров

Принцип действия этих систем, которые используют в качестве запоминающего устройства люминофоры на основе фторида бария, активированного европием, и получили в литературе название Computed Radiography (CR), основан на физическом эффекте фотостимулируемой люминесценции.

Специальный экран, покрытый тонким слоем люминофора (BaFBr: Eu), помещается в кассету соответствующего типоразмера. После экспонирования кассеты с экраном в рентгеновском потоке, прошедшем через исследуемую область тела пациента, на экране появляется скрытое изображение (энергия в процессе экспозиции накапливается электронами, находящимися на метастабильном энергетическом уровне), которое может сохраняться до нескольких часов. В течение этого времени изображение может быть считано с экрана сканирующей системой и зарегистрировано в рабочей станции, входящей в состав автоматизированного рабочего места (АРМ) врача-рентгенолога или рентгенлаборанта.

Считывание информации осуществляется с помощью инфракрасного лазера, луч которого стимулирует люминофор, в результате чего происходит высвобождение энергии, накопленной электронами, в виде вспышек света различной интенсивности (интенсивность пропорциональна накопленной энергии). Параллельно при помощи фотоэлектронного умножителя производится регистрация вспышек света и осуществляется преобразование света в электричество, затем сигналы на выходе фотоэлектронного умножителя усиливаются с помощью усилителя (как правило, с логарифмической переходной характеристикой), после чего осуществляется их АЦП с 8-16-разрядным квантованием (рис. 3-33). Сформированный таким образом массив цифровых данных содержит информацию о том, как соотносятся плотности различных участков исследуемого объекта. После считывания информации запоминающие экраны помещаются в световое поле большой интенсивности, чтобы стереть остатки скрытого изображения. Современные системы с фотостимулируемым люминофором позволяют многократно (тысячи и десятки тысяч раз) использовать одни и те же экраны.

К настоящему времени разработаны два типа систем с фотостимулируемым люминофором: находящиеся отдельно от рентгенодиагностического аппарата устройства, обрабатывающие экспонированные кассеты, с помещенными в них запоминающими экранами, и так называемые бескассетные устройства, которые являются узлом рентгенодиагностического комплекса и используются в нем в качестве приемника рентгеновского изображения. Бескассетные устройства не нашли широкого практического применения в первую очередь из-за их дороговизны, а также из-за громоздкости по сравнению с плоскопанельными детекторами на основе аморфного кремния или аморфного селена.

Примером систем на базе фотостимулируемых люминофоров может служить оборудование, разработанное и выпускаемое компаниями Fujifilm, Agfa, Kodak, Konica Minolta и др.

Время, затрачиваемое на обработку кассеты с полноформатным экраном (размер 35×43 см), в современных устройствах при полностью автоматическом процессе, который включает захват кассеты со входа устройства, ее раскрытие и выемку экрана, считывание информации с экрана, оцифровку и регистрацию данных, полное стирание оставшейся на экране информации, упаковку экрана в кассету и выдачу кассеты на выход устройства, составляет, как правило, 40-120 с и определяется в основном режимом пространственного разрешения.

Компания Fujifilm разработала бескассетную систему, использующую технологию фотостимулируемых люминофоров, для двухэнергетической субтракционной рентгенографии (рис. 3-34). На двух экранах, которые разделены фильтром из меди, фиксируются скрытые изображения исследуемой области тела пациента, полученные в различных диапазонах энергетического спектра фотонного излучения. После считывания информации с экранов и представления ее в цифровом виде при помощи специальных алгоритмов производят совместную обработку массивов данных, соответствующих первому и второму изображению, например вычитание одного из другого (следует отметить, что на первой пластине формируется изображение, соответствующее практически всему диапазону энергетического спектра, а на второй - только высокоэнергетической части спектра). В результате, в зависимости от поставленной задачи, можно получить изображение, в котором подчеркнуты мягкотканные структуры и практически удалены костные участки либо наоборот.

Технология CR в настоящее время позволяет реализовать пространственную разрешающую способность до 5 пар линий/мм для полноформатных изображений (35×43 см) и около 10 пар линий/мм при использовании двусторонних экранов, которые служат для получения цифровых маммографических изображений (18×24 и 24×30 см). Поскольку зарегистрированные при использовании фотостимулируемых люминофоров цифровые изображения обладают очень широким динамическим диапазоном, этот метод обеспечивает высокое качество диагностики при проведении большинства рентгенодиагностических процедур, сравнимое с качеством диагностики при использовании комбинации экран-пленка или превышающее его.

Основной недостаток систем на базе фотостимулируемых люминофоров, в которых используется отдельно стоящее устройство считывания и оцифровки данных, связан с тем, что не удается избежать обработки экспонированных кассет с запоминающими экранами, сходной с обработкой обычных кассет с рентгеновской пленкой. К тому же отметим, что квантовая эффективность регистрации систем с запоминающими пластинами мало чем отличается от значения этого параметра для традиционной комбинации экран-пленка. Однако применение двусторонних экранов позволяет улучшить эту характеристику на 30-40% по сравнению с технологией одностороннего считывания.

Устройства для оцифровки рентгеновских пленок

Как отмечалось ранее, эту технологию можно рассматривать в качестве цифровой только с некоторой долей условности, так как получению оцифрованного изображения с последующей регистрацией его в рабочей станции предшествует полный цикл, характерный для традиционной пленочной рентгенографии. Тем не менее, поскольку полномасштабный перевод отделений лучевой диагностики на цифровую (беспленочную) технологию требует больших материальных затрат и не может произойти в одночасье, использование устройств для оцифровки рентгеновских пленок можно рассматривать как промежуточное решение, позволяющее, во-первых, эти затраты растянуть во времени, а во-вторых, обойтись без приостановки работы отделения, связанной с капитальным его переоснащением. Справедливости ради отметим, что в настоящее время к переводу в цифровую форму больших пленочных архивов прибегают крайне редко из-за трудоемкости этого процесса.

В последние годы обозначились новые области использования устройств оцифровки рентгеновских пленок - формирование на основе пленочных архивов эталонных электронных баз данных, используемых в разных стадиях учебного процесса, создание систем архивирования и передачи медицинской информации, а также автоматизированных экспертных систем на основе компьютерного анализа.

Устройства для оцифровки рентгеновских пленок различаются по технологии формирования первичного светового потока (зависит от используемого источника света), а также по методу детектирования энергии светового потока, прошедшего через экспонированную и обработанную рентгеновскую пленку, которая подвергается оцифровке.

В настоящее время используют следующие типы детекторов:

Первый тип детекторов применяют, как правило, с флюоресцентными лампами с холодным катодом (cold cathode); широкополосными источниками, работающими в ультрафиолетовом диапазоне длин волн (broad band UV light); широкополосными источниками белого света (broad band white light); твердотельными светодиодами, излучающими красный свет (solid state red lED); галогенными лампами (halogen lamp).

Фотоэлектронные умножители в качестве детектора используются в системах, в которых источником первичного светового потока служит лазер.

Принципиальное отличие детекторов с непрерывной визуализацией строки заключается в том, что полноформатный (во всю ширину строки) детектор позволяет исключить оптическую систему в части рабочего тракта между сканируемой пленкой и линейкой чувствительных элементов и, таким образом, избежать дополнительных потерь преобразования. При этом типе оборудования расширения динамического диапазона (оптической плотности) добиваются не только за счет использования высокоэнергетического когерентного светового потока, но и за счет того, что в тракт приема-преобразования (на выходе фотоэлектронного умножителя) включают усилитель с передаточной характеристикой, изменяющейся по логарифмическому закону.

Долгое время считалось, что сканирующие устройства, использующие в качестве источника первичного светового потока лазер, а в качестве детектора - фотоэлектронный умножитель, обладают более высокими техническими характеристиками. Однако достижения последних лет в технологии производства ПЗС-матриц позволили при оцифровке рентгеновских пленок добиваться результата, не уступающего тому, что получен с помощью лазерных сканеров, а по целому ряду характеристик и превосходящего его. Среди компаний - производителей систем для оцифровки рентгеновских пленок можно отметить, например, Canon, Howtek, Kodak, RDI, Vidar.

Системы с формированием цифровых изображений в режиме квазиреального времени

Прямая рентгенография

Плоские панели на основе аморфного селена

Рассмотрим принцип действия цифровых приемников рентгеновского изображения для прямой рентгенографии, использующих плоские панели на основе аморфного селена. Селен - фотопроводник: вне радиационного поля он ведет себя как диэлектрик, но в потоке рентгеновских фотонов начинает обладать электрической проводимостью, которая пропорциональна интенсивности потока. Это свойство используют для преобразования энергии фотонного излучения непосредственно в электрический сигнал. В довольно общем виде стадии преобразования можно проиллюстрировать следующим образом (рис. 3-35).

В первой (подготовительной - до начала экспозиции) стадии к слою селена прикладывается постоянное электрическое поле большой напряженности.

Во второй стадии, в процессе экспонирования в рентгеновском потоке, в слое селена происходит накопление энергии фотонов и высвобождение электронов. Эти свободные электроны и обеспечивают электрическую проводимость (так называемая электронно-дырочная проводимость). Под воздействием постоянного электрического поля электроны мигрируют в сторону поверхности слоя селена и частично нейтрализуют приложенный положительный заряд. Таким образом происходит уменьшение заряда на поверхности слоя селена и, следовательно, уменьшение разности потенциалов между поверхностью слоя селена и металлической подложкой, на которую этот слой нанесен. В результате формируется скрытое изображение, которое определяется интенсивностью потока фотонов, попавших на данную область поверхности детектора.

В третьей стадии преобразования осуществляется считывание информации о пространственном распределении потенциального рельефа в плоскости детектора. После считывания, усиления и АЦП электрических сигналов осуществляют регистрацию полученного массива цифровых данных в рабочей станции. В результате появляется возможность отображения диагностической информации на экране монитора, ее обработки, анализа и, при необходимости, изготовления твердых копий. Перед началом следующей экспозиции электрическое поле, приложенное к слою селена, должно быть компенсировано.

К настоящему времени разработаны и выпускаются панели различных типоразмеров, максимальный из которых соответствует полноформатному снимку (35×43 см), однако наибольшее применение приемники рассматриваемого типа нашли в системах для цифровой маммографии.

Рассмотрим более подробно конструкцию и принцип работы плоских панелей на основе аморфного селена. Эти панели представляют собой многослойную плоскую структуру, помещенную в специальный рентгенопрозрачный корпус с внешними размерами, несколько превосходящими полезную поверхность (например, размер в сборке детекторов для полноформатной цифровой рентгенографии, изготовлявшихся компанией Hologic, составляет 46,7×46,7×4,2 см). На начальном этапе, когда потоком рентгеновских фотонов, прошедших через исследуемую область тела пациента, облучается слой аморфного селена, который находится в постоянном электрическом поле большой напряженности (к электродам прикладывается напряжение около 5 кВ), на поверхности селенового слоя формируется потенциальный рельеф. Пространственное распределение потенциала пропорционально суммарной энергии фотонов, попавших на те или иные участки поверхности детектора. Заряды накапливаются в элементах-накопителях (конденсаторы). Затем происходит считывание информации о распределении зарядов в плоской решетке электродов, выполненной по тонкопленочной технологии, - в слое, содержащем полупроводниковые элементы на базе аморфного кремния (amorphous silicon, a-Si). В результате формируются электрические сигналы, которые в дальнейшем подвергаются усилению и АЦП. Для повышения квантовой эффективности регистрации (снижение уровня собственных шумов) в конструкции, как правило, предусмотрены меры для активного (принудительного) охлаждения.

В настоящее время одним из крупнейших производителей систем с приемниками рентгеновского изображения на основе аморфного селена стала компания Kodak.

Сканирующие системы с приемниками-преобразователями на базе газовых ионизационных камер

Примером приемника рентгеновского изображения на базе газовой ионизационной камеры может служить многопроволочная пропорциональная камера, первая модель которой для задач медицинской цифровой рентгенографии была разработана в Институте ядерной физики им. Г. И. Будкера СО РАН в 1980-е гг. В основу разработки была положена идея многопроволочной пропорциональной камеры, предложенная в 1968 г. французским ученым Жоржем Шарпаком - лауреатом Нобелевской премии в области физики.

Многопроволочная пропорциональная камера - многоканальная структура, заполненная под высоким давлением (около 2,5-3,0 атм) газовой смесью (80% Хе + 20% СО₂ ). В системе имеются экранирующий электрод и три группы электродов, расположенных в трех плоскостях вдоль направления потока рентгеновских фотонов: группа анодных проволочек и две группы катодов, расположенных симметрично относительно первой группы (рис. 3-36). В процессе экспозиции фотоны, сталкиваясь с молекулами газа, ионизируют их. В результате высвобождаются первичные электроны, которые, дрейфуя вдоль силовых линий электрического поля, возникающего при приложенном к анодам и катодам напряжении соответствующей полярности, попадают в область высокой напряженности поля вокруг тонкой анодной проволоки. Происходит ударная лавинная ионизация, а на анодную проволоку наводится дополнительный заряд, пропорциональный количеству попавших в данный канал фотонов. Сигналы с выходов анодных проволочек попадают на вход усилителей-дискриминаторов и далее на счетчики. Счетчиков в системе вдвое больше, чем каналов. Счетчики с четными номерами учитывают одиночные импульсы, зарегистрированные в каналах. Счетчики с нечетными номерами регистрируют превышение порога обнаружения одновременно в двух соседних каналах, что происходит в том случае, когда фотон поглощается в области между двумя соседними проволочками. Описанный способ обработки сигналов в многопроволочной пропорциональной камере позволяет практически вдвое увеличить количество каналов регистрации и, следовательно, повысить пространственную разрешающую способность рентгеновского приемника.

Поскольку многопроволочная пропорциональная камера представляет собой линейную (одномерную) структуру, для получения двухмерного изображения необходимо осуществить сканирование детектора вдоль исследуемой области тела пациента. Чтобы уменьшить дозовые нагрузки и влияние рассеиваемого излучения на качество изображения, в сканирующей системе используют узкий веерообразный луч, образующийся с помощью коллиматора на выходе рентгеновского излучателя. Аналогичным образом коллиматор устанавливают и на входе детектора.

Итогом развития технических решений, найденных в процессе разработки многопроволочных пропорциональных камер, стало создание многоканальной ионизационной камеры. В ней давление газа увеличено до 11 атм и вместо смеси газов используется чистый ксенон, благодаря чему усилилась чувствительность детектора. Пространственная разрешающая способность вдоль строки приемника-преобразователя, построенного на основе многоканальной ионизационной камеры, улучшена до 2,5 пары линий/мм.

Совершенствующаяся технология изготовления газовых ионизационных камер у различных мировых производителей также позволила заметно улучшить технические характеристики рентгеновских приемников, созданных на их основе. С использованием современных методов фотолитографии и травления при изготовлении электродов, которые размещаются на изоляционной подложке, удалось разработать различные типы приборов, среди которых следует отметить микрополосковые газовые камеры (micro strip gas chamber), микрощелевые камеры (micro gap chamber), а также газовые электронные умножители (gas electron multiplier).

Непрямая рентгенография

Системы с трактом формирования цифрового рентгеновского изображения на основе УРИ (системы для рентгенографии)

Структура и принцип работы УРИ с аналоговым телевизионным трактом подробно рассмотрены выше. Здесь отмечены лишь некоторые конструктивные особенности, которые присущи цифровым приемникам рентгеновского изображения на базе УРИ.

Основное отличие этих приемников от УРИ с аналоговым телевизионным сигналом - наличие АЦП-сигналов на выходе входящей в состав УРИ камеры с ПЗС-матрицей либо наличие в аналоговом телевизионном тракте (на выходе передающей телевизионной трубки) специального устройства, которое называется фреймграббером (frame grabber), предназначенного для конвертирования в цифровую форму видеосигнала, соответствующего определенному телевизионному кадру. В обоих случаях для каждого кадра удается сформировать массив цифровых данных, который затем регистрируется в рабочей станции из состава АРМ врача-рентгенолога или рентгенлаборанта.

Приемники с трактом формирования цифрового рентгеновского изображения, построенным на основе комбинации сцинтилляционный экран - светосильная оптика - ПЗС-матрица

Еще один тип рентгеновских приемников, относящийся к системам непрямой рентгенографии, - детекторы с трактом формирования цифрового рентгеновского изображения, построенным на основе комбинации сцинтилляционный экран - светосильная оптика - ПЗС-матрица. Этапы преобразования сигналов в подобных системах проиллюстрированы на рис. 3-37.

На первом этапе рентгеновский поток, прошедший через исследуемую область тела пациента, попадает на сцинтилляционный экран, где преобразуется в поток фотонов видимого диапазона длин волн. Интенсивность светового потока в каждой области экрана пропорциональна суммарной энергии поглощенных за время экспозиции в этой области рентгеновских фотонов. Затем с помощью светосильной оптики осуществляется фокусировка изображения и его проецирование на ПЗС-матрицу. На выходе каждого элемента матрицы накапливается электрический сигнал, пропорциональный интенсивности светового потока на его входе. Сформированные таким образом электрические сигналы подвергаются усилению и АЦП, после чего массив цифровых данных передается в рабочую станцию и регистрируется в ее памяти.

Один из основных недостатков, присущих приемникам рентгеновского изображения рассматриваемого типа, - сравнительно низкая квантовая эффективность регистрации, что обусловлено большими энергетическими потерями в оптике при переносе полноформатного изображения с экрана на ПЗС-матрицу, имеющую размеры в несколько сантиметров. Для решения этой проблемы и повышения пространственной разрешающей способности отдельные компании-производители применяют, например, четырехканальную схему формирования рентгеновского изображения. В каждом из каналов с собственной оптической системой и ПЗС-матрицей формируется массив цифровых данных, соответствующих парциальному изображению, а затем с помощью специализированного программного обеспечения осуществляется «сшивка» этих парциальных изображений.

Лучшим образцам полноформатных приемников рентгеновского изображения данного типа свойственна пространственная разрешающая способность около 3,0 пары линий/мм, ширина серой шкалы 2¹⁴ градаций, квантовая эффективность регистрации в области нулевых пространственных частот около 20-40%.

Приемники с плоскими панелями на основе аморфного кремния

Плоские панели на основе аморфного кремния служат главным элементом еще одного из видов рентгеновских приемников-преобразователей для непрямой рентгенографии. В их конструкции много общего с панелями на основе аморфного селена, однако существует и принципиальное отличие: электрический сигнал формируется после преобразования рентгеновского потока в поток фотонов видимого диапазона длин волн с последующим преобразованием свет-электричество.

Прием и преобразование рентгеновского излучения в плоских панелях на основе аморфного кремния осуществляется следующим образом (рис. 3-38). Верхний из рабочих слоев панели представлен сцинтиллятором на основе CsI: Tl толщиной около 450 мкм, где рентгеновский поток, прошедший через исследуемую область тела пациента, преобразуется в поток фотонов видимого диапазона длин волн. Данный тип сцинтиллятора обладает очень высоким коэффициентом поглощения фотонов, его вертикально ориентированная кристаллическая структура позволяет в значительной степени снизить уровень бокового рассеивания и повысить пространственную разрешающую способность системы. Сформированный в сцинтилляционном слое световой поток попадает на матрицу светочувствительных элементов (фотодиоды) на основе аморфного кремния, на выходах которых в процессе облучения формируются электрические заряды. Величина зарядов пропорциональна интенсивности светового потока в данной области матрицы. Затем с помощью транзисторных ключей, изготовленных на основе тонкопленочной технологии, выполняется последовательное считывание электрических сигналов вдоль соответствующих строк, после чего эти сигналы усиливаются и конвертируются с использованием, как правило, 14-разрядных АЦП.

Выпускаемые в настоящее время полноформатные (полезная поверхность имеет размеры около 43×43 или 35×43 см) панели на основе аморфного кремния обладают пространственной разрешающей способностью порядка 3,1-3,5 пары линий/мм и квантовой эффективностью регистрации в области нулевых пространственных частот 60% и более.

Приемники рентгеновского изображения на базе плоских кремниевых панелей производятся компаниями General Electric, Trixell, Canon, Varian и др.

Сканирующие системы с приемниками рентгеновского изображения на основе линеек полупроводниковых детекторов

Приемники-преобразователи этого типа можно рассматривать в качестве частного случая детекторов, описанных в предыдущем подразделе. Отличие заключается в том, что в данном случае детектор - линейная (одномерная) структура и для формирования двухмерного изображения необходимо осуществить сканирование детектором вдоль исследуемой области тела пациента. Чтобы снизить дозовые нагрузки и уменьшить влияние фона, вызванное эффектом рассеивания рентгеновского потока в теле пациента, как и в случае использования линейных газовых структур, при сканировании применяют узкий веерообразный луч, который формируется с помощью коллиматора на выходе излучателя. На входе приемника-преобразователя также устанавливается коллиматор. Детекторы данного типа представляют собой линейку светочувствительных элементов, расположенных за сцинтилляционным слоем. В качестве светочувствительных элементов могут использоваться как дискретные элементы (фотодиоды), так и микросборки из дискретных элементов.

Лучшие полноразмерные детекторы данного типа обладают пространственной разрешающей способностью примерно 3 пары линий/мм. Квантовая эффективность регистрации в области нулевых пространственных час тот, как правило, не превышает 10-15%, что объясняется значительными потерями энергии в процессе экспозиции за счет соотношения площадей сечения рентгеновского пучка за приемным коллиматором и полезной поверхности линейки твердотельных детекторов. Время сканирования обычно не превышает 5 с. К преимуществам рентгеновских приемников данного типа следует отнести то, что практически полностью исключено влияние рассеянного в теле пациента излучения на формируемое изображение.

Основные производители сканирующих систем с линейкой твердотельных полупроводниковых элементов на постсоветском пространстве - ЗАО «Рентгенпром» и минское научно-производственное предприятие «АДАНИ». Из зарубежных разработчиков и производителей линейных детекторов на основе фотодиодов можно отметить французскую компанию Thales.

Системы с формированием цифровых изображений в режиме реального времени

Приемники с трактом формирования цифрового рентгеновского изображения на основе УРИ (системы для рентгеноскопии)

Как уже отмечалось, к системам реального времени относятся рентгенодиагностические комплексы, в которых удается сформировать, зарегистрировать и отобразить на экране монитора 24 цифровых изображения в секунду и более. Еще совсем недавно единственным типом приемниковпреобразователей, при использовании которых удавалось решить эту задачу, были детекторы на базе УРИ. Следует отметить, что в основном полноформатные детекторы на базе УРИ, используемые в настоящее время, универсальны, т. е. они позволяют работать в режиме и рентгеноскопии, и рентгенографии (но с меньшей пространственной разрешающей способностью по сравнению с системами, предназначенными исключительно для задач рентгенографии).

Скорость считывания и АЦП-сигналов, при которой удается зарегистрировать 24 изображения в секунду и более, в настоящее время достигается при использовании камер с ПЗС-матрицами на выходе УРИ. В современных системах для рентгеноскопии имеется режим, при котором удается зарегистрировать 50-60 изображений в секунду. До недавнего времени в цифровых приемниках на базе УРИ, предназначенных для рентгеноскопии, применялись матрицы, содержащие 512×512 элементов, а в последних разработках компаний Philips, Siemens и Thales использованы камеры с ПЗС-матрицами размерностью 1024×1024 элемента. Подобные матрицы позволяют довести пространственную разрешающую способность примерно до 1,5 пары линий/мм при полноформатной рентгеноскопии (полезная поверхность детектора имеет диаметр 36 см) и соответственно примерно до 2,5 пары линий/мм в преобразователях с номинальным диаметром рабочего поля около 20 см.

Кроме того, отметим, что при использовании современных цифровых приемников на базе УРИ в импульсном режиме просвечивания удается не допустить ухудшения качества изображения, связанного с эффектами затягивания и скачков, которые свойственны УРИ с аналоговыми телевизионными системами.

Приемники, содержащие плоские панели на основе аморфного кремния (системы для рентгеноскопии)

Совершенствование технологии производства плоских панелей на основе аморфного кремния и сопутствующей электроники позволило использовать приемники рентгеновского изображения, построенные на их основе, и для задач формирования 25-30 изображений в секунду и более, т. е. в системах реального времени. Еще до недавнего времени полезная поверхность этих приемников, как правило, не превышала 20-25 см по каждой из координат. Пионерами в использовании приемников рентгеновского изображения на основе плоских кремневых панелей для различных задач рентгеноскопии (в том числе ангиографии, интервенционной кардиологии и др.) стали компании General Electric, Philips и Siemens. К настоящему времени эти компании используют приемники на базе плоской панели (аморфный кремний) с полезной поверхностью порядка 40×40 или 30×40 см для ангиографических установок. Подобные приемники позволяют регистрировать до 30 изображений в секунду с пространственной разрешающей способностью около 1,2 пары линий/мм. Вдвое более низкое по сравнению с режимом рентгенографии пространственное разрешение объясняется объединением выходных сигналов в подобластях детектора, состоящих из 2×2 приемных каналов (метод так называемого бинирования). Метод бинирования позволяет в 4 раза снизить объем обрабатываемой информации, что крайне важно в случаях, когда необходимо регистрировать и отображать большое количество кадров динамического изображения в единицу времени.

Оборудование автоматизированных рабочих мест цифровых рентгенодиагностических аппаратов

В предыдущем разделе представлен широкий спектр физических принципов и инженерных решений, с помощью которых получают цифровые рентгеновские изображения. Общим для всех цифровых рентгенодиагностических систем является следующее: а) полученная во время исследования информация регистрируется, а затем отображается на экране видеоконтрольного устройства (монитор); б) существует возможность ее дальнейшей математической обработки с помощью специального программного обеспечения; в) изображения и сопутствующую текстовую информацию хранят в электронном архиве, созданном на базе накопителей различных типов; г) при необходимости с помощью соответствующего печатающего устройства получают твердые копии изображений и медицинских заключений.

Применение на практике цифровых рентгенодиагностических установок позволяет полностью изменить технологию проведения исследований. Во-первых, информацию о пациенте вносят в электронную базу данных и сохраняют в электронном виде. Установка основных параметров съемки и управление съемкой осуществляются с помощью компьютера. Во-вторых, результаты исследования отображаются на экране монитора через несколько секунд (несколько десятков секунд) после начала съемки, а затем могут быть сохранены в базе данных. При этом, естественно, отпадает необходимость в использовании рентгеновской пленки и, следовательно, в ее обработке и хранении. В-третьих, врач на своем рабочем месте в процессе анализа зарегистрированного изображения может произвести его математическую обработку и, таким образом, значительно повысить диагностическую информативность исследования. Немаловажно и то, что процент брака при проведении подобных исследований мал по сравнению с обычной пленочной рентгенографией. В-четвертых, появляется возможность автоматизированно обрабатывать результаты исследований с помощью специальных алгоритмов и построенных на их основе компьютерных программ, проводить статистическую обработку, позволяющую обобщать полученные на больших выборках пациентов данные, а также передавать полученную в процессе исследования информацию в электронном виде другим специалистам ЛПУ и даже в другие учреждения при наличии инфраструктуры для передачи данных.

Осуществить описанные функции удается, если в состав цифровой установки для рентгенодиагностики входит одно или несколько АРМ, предназначенных для работы врачей-рентгенологов и рентгенлаборантов. Каждое из этих рабочих мест, ядро которого составляет рабочая станция, - довольно сложный комплекс, содержащий аппаратный и программный компонент.

Используемые в настоящее время в цифровых рентгенодиагностических системах АРМ можно условно разделить на две группы: рабочие места, изначально входящие в состав комплекса, и дополнительно устанавливаемые рабочие места.

Что касается первой группы, то эти рабочие места ориентированы на решение следующих задач:

АРМ этой группы предназначены для работы врача-рентгенолога и рентгенлаборанта. При этом, как правило, в функции лаборанта входит ограниченный круг обязанностей: записать данные о пациенте, управлять режимом съемки и регистрировать полученную во время исследования информацию, занося ее в базу данных, а также подготавливать твердые копии изображений и распечатывать заключения. Остальные задачи возложены на врача, хотя не исключены ситуации, когда врач-рентгенолог на всех этапах исследования действует самостоятельно.

В ряде случаев в состав рентгенодиагностического комплекса изначально входят два объединенных в локальную вычислительную сеть (ЛВС) АРМ (для врача-рентгенолога и рентгенлаборанта) с несколько различающимися аппаратным оснащением и программным обеспечением, как, например, в большинстве модификаций малодозовых цифровых флюорографов. При такой конфигурации рабочих мест удается значительно эффективнее использовать технические средства, проводя массовые профилактические исследования органов грудной клетки: лаборант практически непрерывно (средняя производительность составляет около 30 человек в час) записывает данные обследуемых и производит съемку, а врач параллельно может давать заключения на основании зарегистрированных цифровых изображений.

Дополнительно устанавливаемые АРМ предназначены для работы врачей-рентгенологов и других специалистов ЛПУ. Эти АРМ объединяют с рабочим местом (местами) из состава рентгенодиагностического комплекса в рамках ЛВС отделения или ЛПУ в целом и с их помощью, помимо перечисленных выше функций, просматривают и изучают изображения и сопутствующую информацию, проводят на своих рабочих местах консультации силами специалистов из других отделений данного ЛПУ и др.

Существует также класс АРМ, которые устанавливаются дополнительно, однако они, по сути, становятся одной из неотъемлемых частей рентгенодиагностической системы. Речь идет о дооснащении традиционных рентгенодиагностических аппаратов с УРИ устройствами АЦП-сигнала на выходе телевизионного тракта с дальнейшей регистрацией, обработкой и хранением полученной информации при использовании АРМ.

АППАРАТНОЕ ОСНАЩЕНИЕ

Аппаратное оснащение практически любого АРМ включает:

Рабочая станция

Поскольку обработка цифровых медицинских изображений - трудоемкая задача, требующая использования мощных вычислительных ресурсов, к рабочим станциям, предназначенным для работы в составе АРМ, предъявляются высокие требования, причем это относится как к аппаратной части, так и к системному и специализированному программному обеспечению.

Медицинские изображения, соответствующие различным разделам цифровой рентгенодиагностики, содержат, как правило, от сотен тысяч до 20 млн элементов (пиксели) и более. Ввиду необходимости «окрашивания» каждого пикселя при использовании шкалы серого цвета, содержащей 2⁸ -2¹⁶ градаций, объем информации, заключенной в одном цифровом изображении, может составлять 40 Мб и более (например, информационная емкость цифровых маммограмм может достигать 60 Мб). Для обработки подобных массивов данных за сравнительно небольшие интервалы времени, не превышающие, как правило, нескольких секунд (а в ряде случаев долей секунды), требуется очень высокая производительность вычислительных средств. В настоящее время в рабочих станциях желательно использовать процессоры с тактовой частотой не менее 2-3 ГГц, рекомендуемый объем памяти входящего в состав системного блока ОЗУ - не менее 1024 Мб, а объем памяти жесткого диска - не менее 80 Гб.

Довольно высоки и требования, предъявляемые к мониторам рабочих станций. В настоящее время мониторы с электронно-вакуумными колбами практически полностью вытеснены плоскими дисплеями на основе жидкокристаллических панелей. Устройства с жидкокристаллическими панелями компактнее, их легко расположить в любом удобном для просмотра месте, но особенно очевидны преимущества видеоконтрольных устройств данного типа, когда они используются в составе передвижных рентгенодиагностических комплексов и оказываются более устойчивыми к тряске и другим механическим воздействиям. Наиболее предпочтительны для диагностических целей мониторы с размером диагонали экрана порядка 20′′ (режим пространственного разрешения - 1600×1200 точек), а наилучшие результаты в отображении зарегистрированных цифровых изображений демонстрируют плоские мониторы, работающие в режиме пространственного разрешения 2048×2560 точек (подобные мониторы выпускаются, например, компаниями Barco и Siemens). В ряде практических случаев для сравнения зарегистрированных изображений конкретного пациента лучше всего использовать в составе рабочей станции сдвоенный монитор, каждый из двух экранов которого работает в режиме пространственного разрешения 2048×2560 точек.

Накопители информации

По заложенным физическим принципам устройства хранения цифровой рентгенодиагностической информации можно разделить на следующие группы:

Для того чтобы считывать информацию с тех или иных устройств или записывать данные на них, используют различные системы, которые должны входить в комплект оснащения АРМ, а также цифрового архива (при его наличии), принадлежащего ЛВС отделения лучевой диагностики или ЛПУ в целом.

В настоящее время используют два типа устройств хранения информации на магнитной основе - магнитные диски и устройства, использующие магнитную ленту. Магнитную основу имеет жесткий диск системного блока рабочей станции. Большой емкостью обладают устройства на основе магнитной ленты. Однако устройствам этого типа присущ общий недостаток - относительно медленный доступ к данным. Этим недостатком обладают и устройства считывания/записи для магнитных лент с последовательным доступом (стримеры), которые позволяют создавать архивы емкостью до нескольких гигабайт на одной ленте. Подобные устройства используются в электронных архивах в качестве средства долговременного хранения информации, к которой обращаются крайне редко.

В настоящее время в качестве основы электронных архивов информационных систем, которыми оснащены крупные отделения лучевой диагностики или крупные ЛПУ, все большее распространение получают так называемые библиотеки, использующие в том числе и кассеты с магнитной лентой (картриджи) и обеспечивающие быстрый доступ к данным. В этих системах осуществляется автоматизированный поиск нужной кассеты из состава библиотеки и считывание информации с нее в течение времени, не превышающего, как правило, 1 мин, а в ряде случаев определяемого секундами. Емкость картриджей очень велика и может достигать 50 Гб, несмотря на сравнительно скромные размеры (приблизительно 100×120×25 мм). Один подобный картридж, если даже не применять специальные способы сжатия информации, может вместить около 5000 высококачественных полноформатных рентгеновских изображений грудной клетки.

В качестве оптических устройств хранения информации используют системы с однократной (CD-R) и многократной записью (CD-RW). Устройства считывания/записи, работающие с оптическими дисками, удобно конструктивно располагать в системном блоке, входящем в состав рабочей станции. В последние годы начали получать все большее распространение системы для работы с DVD-дисками (цифровые видеодиски). Подобные системы, позволяющие многократно перезаписывать информацию на DVD, конструктивно также можно размещать в системном блоке из состава рабочей станции.

Магнитооптические устройства хранения информации обладают преимуществами, присущими описанным выше магнитным и оптическим устройством. Магнитооптические носители - диски, отличающиеся размерами и емкостью памяти, которые позволяют очень долго (несколько десятков лет) хранить информацию без потерь и многократно ее перезаписывать. Для работы с магнитооптическими дисками используют соответствующие дисководы, которые конструктивно можно включить в состав рабочей станции, а также библиотеки, которые, как правило, входят в состав электронного архива ЛВС отделения или ЛПУ в целом. Обычно библиотека включает несколько дисководов и механизм, обеспечивающий автоматическую смену дисков по требованию оператора. Общая емкость памяти системы зависит от количества дисков, которые можно устанавливать в ней одновременно.

Для экономии материально-технических ресурсов, организовывая хранение медицинской информации в электронном виде, прибегают к различным методам ее сжатия. Однако следует учитывать, что в первую очередь необходимо обеспечить хранение информации без каких-либо искажений. По этой причине зачастую используют алгоритмы с коэффициентом сжатия, не превышающим для некоторых разделов рентгенодиагностики значений 2-4, что позволяет восстанавливать информацию практически без потерь. В ряде приложений значение коэффициента сжатия удается довести до 20-40 и более.

Печатающие устройства

Для изготовления твердых копий рентгенодиагностических изображений, а также распечатывания текстовой информации (выписки, медицинские заключения и др.) в составе АРМ имеется печатающее устройство (как уже отмечалось, в ряде случаев оно может принадлежать ЛВС отделения лучевой диагностики). В зависимости от назначения можно использовать принтеры различных типов. Так, для распечатывания текстовой информации вполне употребимы сравнительно недорогие офисные струйные черно-белые принтеры. Для изготовления твердых копий изображений необходимо использовать печатающие устройства более высокого класса - лазерные или термопринтеры. Термопринтеры дают лучший результат, однако этот класс печатающих устройств весьма дорогостоящ и требует дорогих расходных материалов (специальная термобумага). Термопринтеры целесообразно использовать только в тех случаях, когда твердая копия в дальнейшем будет служить основой для постановки или уточнения диагноза. Еще более высокого результата для этих целей можно добиться, используя специальные системы «сухой визуализации» или термографические мультиформатные камеры, которые при подаче на их вход цифровой информации выводят рентгенодиагностическое изображение на специальную термическую пленку. В итоге полученная твердая копия по качеству практически не уступает изображению на экране монитора. Подобные системы, как правило, входят в состав оборудования ЛВС отделения лучевой диагностики и имеют несколько входных буферных зон, что позволяет подключать к устройству различные цифровые диагностические системы.

Если же исходить из того, что при использовании цифровой рентгенодиагностической установки заключение по медицинскому изображению врач-рентгенолог должен делать, глядя на экран монитора, а твердая копия необходима лишь в редких случаях «для протокола», то для оснащения АРМ зачастую хватает лазерного принтера с пространственной разрешающей способностью 1200 точек/дюйм. Особенно важно это для АРМ, входящих в состав установок для массовых профилактических исследований органов грудной клетки. Заметим также, что ввиду сравнительно невысокой стоимости эксплуатации подобный принтер можно использовать как для изготовления твердых копий изображений, так и для распечатывания заключений.

Оборудование для подключения автоматизированных рабочих мест к локальной вычислительной сети

Как правило, для подключения АРМ к ЛВС отделения лучевой диагностики или учреждения (либо к соседнему АРМ) достаточно наличия в системном блоке рабочей станции сетевой карты (сетевой платы), обеспечивающей пропускную способность не менее 100 Мбит/с. При этом используют линии связи (с соответствующим сетевым оборудованием), соединяющие рабочие станции между собой и с центральным процессором или сервером (при их наличии в составе ЛВС).

СОСТАВ И СТРУКТУРА МАТЕМАТИЧЕСКОГО ОБЕСПЕЧЕНИЯ

Программное обеспечение АРМ, входящего в состав цифрового рентгенодиагностического устройства, содержит системный и прикладной компоненты. В качестве операционной системы в зарубежных разработках широко использовались различные версии платформы Unix, а в нашей стране наибольшее распространение получили версии MS Windows[2].

Для организации эффективной работы при использовании цифровых установок в рабочих станциях в качестве прикладного применяют специализированное программное обеспечение, которое служит для управления комплексом, регистрации полученных изображений, их математической обработки, организации хранения информации и быстрого доступа к ней, а также для выполнения ряда других функций, например работы в ЛВС отделений и ЛПУ.

Структура и состав модуля программного обеспечения, отвечающего за управление цифровым рентгенодиагностическим комплексом, определяется его конструкцией, в первую очередь типом рентгеновского питающего устройства и типом приемника рентгеновского изображения. Модуль управления должен содержать компоненты, с помощью которых производят калибровку системы, а также автоматическое тестирование ее работоспособности. Зачастую в состав штатного математического обеспечения входит модуль технологического программного обеспечения, который используется при проведении регламентных и настроечных работ на рентгенодиагностическом оборудовании.

Что касается обработки зарегистрированных изображений, то для врачейрентгенологов очевидны преимущества используемых в клинической практике специализированных и адаптированных под те или иные виды исследований (легкие, молочная железа, скелет и т. д.) алгоритмов и созданных на их основе программ. Здесь следует особо отметить программное обеспечение, которое предназначено для автоматизированного анализа изображений, относящихся к различным разделам рентгенодиагностики (так называемые экспертные системы или электронные ассистенты врача). В зарубежной литературе это направление использования программного обеспечения получило название Computer Aided Detection или Computer Assisted Diagnosis. Наибольшее распространение подобные системы получили при анализе результатов маммографических обследований и исследований органов грудной клетки. Важность данного направления для практической рентгенологии подтверждается и тем обстоятельством, что уже многие годы выходит посвященное ему специализированное периодическое научное издание International Journal of Computer Assisted Radiology and Surgery.

В настоящее время предлагается огромное количество программных продуктов для АРМ, входящих в состав цифровых рентгенодиагностических систем различного профиля, и предложение продолжает неуклонно расти. Отметим, что при дооснащении АРМ подобным программным обеспечением необходимо учитывать его совместимость с аппаратно-программными характеристиками рабочей станции.

Математическая обработка цифровых рентгеновских изображений

Математическое обеспечение большинства современных цифровых рентгенодиагностических комплексов позволяет осуществлять следующие основные виды обработки:

Дополнительно при проведении математической обработки можно использовать большое количество различных фильтров, с помощью которых удается в значительной степени компенсировать шумы на изображении, подчеркнуть края объектов различной плотности, придать изображению рельефный вид, подчеркнуть объекты высокой либо, наоборот, низкой плотности, выровнять распределение яркостей по всему диапазону и т. д. В ряде случаев полезна объемная (3D) реконструкция изображений, а также выделение отдельных объектов цветом.

Архивирование рентгенодиагностической информации. Международный стандарт DICOM 3.0

Еще один важнейший раздел (модуль), составляющий программное обеспечение цифровой рентгенодиагностической системы, - база данных, которая должна обеспечивать надежное хранение рентгеновских изображений и сопутствующей информации, а также позволять зарегистрированному пользователю получать быстрый и удобный доступ к сохраненным данным. Для того чтобы информацию, полученную по результатам исследований с помощью различных средств лучевой диагностики (помимо цифрового рентгеновского аппарата это могут быть КТ или МРТ, аппарат для ультразвуковой диагностики и др.), можно было расшифровать и обработать не только на рабочей станции, входящей в состав оборудования, на котором проводилось исследование, но и в иных местах (например, на АРМ соседнего отделения или другого ЛПУ), эту информацию необходимо сохранять и передавать в стандартизованном виде. Универсальность формата сохраняемых данных в медицинской радиологии достигается благодаря соблюдению требований Международного стандарта DICOM 3.0 (от англ. Digital Imaging and Communications in Medicine - цифровая визуализация и связь в медицине - текущая версия 3.0). Работа над Стандартом не прекращается до настоящего времени, а ознакомиться с последними редакциями и получить доступ к ресурсам, касающимся DICOM-приложений, можно в сети Интернет.

Конечно же, подробно прокомментировать на этих страницах текст Стандарта объемом в несколько тысяч страниц не представляется возможным. Остановимся лишь на общих принципах структурирования и форматирования данных, которые должны сохраняться по результатам исследований.

Согласно Стандарту DICOM 3.0 данные разделяются на информационные объекты, каждый из которых описывает определенный реальный объект, имеющий отношение к процессу лучевой диагностики (пациент, исследование, изображение и т. д.). Каждому из информационных объектов соответствует определенный набор функций, обеспечивающих возможность манипуляций с объектом данного типа (так называемые пары сервис-объект). Каждый объект, в свою очередь, состоит из модулей, часть которых присутствует всегда, другие могут отсутствовать. Внутри модуля данные располагаются в виде элементов сходной структуры.

Основные информационные объекты, предусмотренные Стандартом DICOM 3.0[3], и схема их взаимосвязей представлены на рис. 3-39. На данной схеме в первую очередь отражены объекты, характерные для задач цифровой рентгенографии (модальность DX-Digital X-Ray).

Рассмотрим более подробно перечень основных информационных объектов и набор модулей, входящих в их состав. Важно учитывать, что Стандарт не требует, чтобы рентгеновское оборудование или программное обеспечение поддерживало обработку всех этих объектов во всех их разновидностях, - в большинстве случаев достаточно некоторых из них (при условии соблюдения указанной структуры и формата данных). Дополнительно отметим, что представленные ниже данные приведены лишь как иллюстрация структуры информационных объектов.

Перечень и структура информационных объектов

В заключение следует отметить, что в России существует определенное недоверие врачей-рентгенологов к цифровым рентгеновским архивам, которое в основном определяется кажущейся сложностью работы с ними и несовместимостью разных приложений. Думается, эти психологические проблемы можно в значительной степени преодолеть, если разработчики оборудования для лучевой диагностики (в особенности российские) будут жестко придерживаться Стандарта DICOM 3.0, который оговаривает форматы данных, сохраняемых по результатам исследований с использованием различных методов лучевой диагностики, а при закупках цифрового оборудования требование, касающееся его с DICOM совместимости, станет одним из обязательных.

Формализованное описание результатов исследований

Формализованное описание результатов рентгенодиагностических исследований полезно по следующим соображениям.

Рассмотрим, как можно использовать программный модуль формализованного протокола на примере массовых профилактических исследований органов грудной клетки и дообследования пациентов пульмонологического профиля. Сразу оговоримся, что представленный подход универсален и (с учетом специфики исследований различных органов и систем человеческого организма) может распространяться на другие виды рентгенологических исследований.

Структура модуля, который содержит формализованное описание зарегистрированных изображений органов грудной клетки, разработана в НПЦ медицинской радиологии Департамента здравоохранения г. Москвы, имеет форму дерева синдромов и симптомов и соответствует общепринятой в России схеме описания рентгенограммы органов грудной клетки. При работе с модулем формализованного протокола пользователю предлагается выбрать те патологические синдромы, симптомы и их характеристики, которые имеются на анализируемом изображении, последовательно уточняя свой выбор. Перечень основных синдромов включает уплотнение, разрежение, полость (кольцевидная тень), очаговые тени, изменение легочного рисунка, изменение корня легкого, изменение средостения, патологию скелета. Синдром уплотнения, в свою очередь, делится на субтотальное уплотнение (занимающее легочное поле целиком или почти целиком), полисегментарное уплотнение (занимающее один или несколько сегментов легкого), фокусное уплотнение, а также уплотнения, вызванные жидкостью в плевральной полости, утолщением плевры и инородным телом. Аналогичным образом устроены и другие обобщенные категории, используемые в модуле формализованного протокола. В конце каждой ветви этой структуры пользователю предлагается заполнить форму, описывающую данный конкретный патологический объект. Формы различаются в зависимости от типа объекта, хотя есть и некоторые общие характеристики (такие, как локализация по сегментам, стороне тела или по отделам средостения). Предусмотрена возможность оценить динамику изменения патологического объекта во времени, сравнив два или несколько изображений, различающихся датами. Любой объект можно дополнить текстовым комментарием произвольной длины. Таким образом, врач не стеснен жесткими рамками формальных признаков и в случае необычной рентгеновской картины имеет возможность описывать ее в свободной форме. Если необходимо, протокол, хранящийся в базе данных, можно автоматически преобразовать в текст, грамматически корректный и понятный врачу.

В программе заложена возможность преобразования объектов формализованного протокола в текст не на конечном этапе работы, а после создания каждого объекта. Окно текста отражается на экране монитора все время в ходе заполнения или редактирования протокола. Можно вводить произвольный текст непосредственно в это текстовое окно, при этом в процессе ввода текст анализируется на предмет наличия ключевых слов или частей слов, характерных для описания формальных объектов протокола, и если таковые обнаружены, пользователю выводится запрос на создание объекта. В случае согласия появляется соответствующее диалоговое окно, и после создания объекта последнее введенное пользователем предложение заменяется на стандартное описание этого объекта. Если объект удален пользователем, текстовое описание не удаляется, но становится доступным для редактирования как произвольный текст. При закрытии протокола текст, не соответствующий ни одному формальному объекту, заносится в базу данных как комментарий и будет виден при повторном открытии протокола.

Для иллюстрации на рис. 3-40 приведены отдельные экранные формы, возникающие в процессе работы с программой формализованного протокола.

Следует отметить, что работа с формализованным протоколом требует разрешения ряда психологических проблем, так как врачи сталкиваются с необходимостью подчинять свое мышление, свои индивидуальные привычки структурированному алгоритму, используемому в модуле. А это на начальном этапе создает определенное неудобство. Данный программный модуль принуждает врачей-рентгенологов составлять посиндромное описание снимков, не пропуская наиболее диагностически значимых изменений. В процессе описания сразу нескольких рентгенологических синдромов врачу приходится ломать сложившуюся привычку описывать многочисленные рентгенологические изменения одним или двумя длинными предложениями. При помощи модуля формализованного протокола нельзя, например, сразу объединить описание инфильтрации, распада, очагов и лимфангита, пользуясь кнопкой синдрома уплотнения, а необходимо вернуться в начало дерева синдромов и открыть соответствующий этому синдрому раздел.

Однако, как показал опыт, врачам-рентгенологам необходимо всего несколько дней, чтобы освоить этот компонент программного обеспечения цифровой рентгенографической установки, заменяющий продолжительный по времени и утомительный рутинный ввод с клавиатуры текста описания анализируемых изображений.

Фотолабораторное оборудование

Рентгенографическая пленка обрабатывается подобно черно-белым фотоматериалам, использующимся в обычной фотографии. На пленке в процессе снимка образуется скрытое изображение, которое благодаря фотообработке превращается в видимое. При проявлении проэкспонированные кристаллы галоидного серебра превращаются в металлическое серебро. При фиксировании из эмульсии удаляются непроэкспонированные кристаллы галоидного серебра и обеспечивается затвердение желатины. Окончательное удаление соли серебра происходит при промывке, а вода удаляется в процессе сушки.

Процесс обработки рентгенографической пленки может быть ручным или автоматическим, но он всегда состоит из указанных этапов. Температурные и временные режимы обработки пленки, так же как тип применяемых для этих целей реактивов, настолько существенно влияют на сенситометрические параметры пленки, что часто просто определяют качество изображения. Именно поэтому, разрабатывая пленку, изготовители обязательно разрабатывают для нее реактивы и регламент обработки, которому необходимо неукоснительно следовать.

Автоматическое проявление предоставляет больше возможностей для получения качественного изображения. Используемые при этом проявочные машины дают такие преимущества, как быстрое получение рентгенограмм, лучшее качество получаемых изображений, меньшее количество ошибок лаборанта, исключение ручного труда. Однако при всех преимуществах автоматической обработки ручное проявление, особенно в нашей стране, все еще широко используется.

РУЧНАЯ ОБРАБОТКА ПЛЕНКИ

Установки для ручной фотохимической обработки пленки представляют собой баки, в которых последовательно расположены емкости для проявления, промежуточной промывки, фиксирования и окончательной промывки. В современных устройствах ручного проявления обычно предусмотрена возможность подогрева проявителя до 24-25 ?С, автоматическое поддержание температуры проявителя с точностью не менее 0,5 ?С, имеется возможность установить время проявления с точностью до 30 с (подается звуковой сигнал о том, что заданное время проявления истекло), предусмотрена также циркуляция промывной воды.

Для каждого типа пленки фирма-изготовитель рекомендует определенные реактивы и температурно-временные условия обработки. Если эти сведения отсутствуют или используются реактивы другой фирмы, можно рекомендовать усредненные режимы проявления: температуру проявителя 22 ?С, время проявления 4 мин.

Сенситометрические показатели пленки во многом зависят от температуры проявителя и времени проявления. Если резко сократить время проявления, чувствительность пленки упадет в несколько раз и качество изображения ухудшится. Поэтому совершенно недопустимо заведомо превышать дозовую нагрузку на пациента, как это зачастую происходит на практике, с тем чтобы сократить время проявления пленки. Это приводит не только к неоправданно повышенным дозам облучения пациента, но и к потере диагностической информации.

Варьируя температуру проявителя и время проявления, для большинства пленок удается сохранить необходимый уровень сенситометрических показателей в диапазоне температуры 18-24 ?С. При этом изменение температуры на 2 ?С требует соответствующего изменения времени проявления на 1 мин.

Изменяя время проявления, можно также корректировать истощение проявителя, однако в незначительных пределах. Истощение проявителя наступает после проявления в 1 л раствора около 1 м² пленки. Количество проявляемой пленки можно увеличить, если постоянно добавлять в проявитель восстановитель. На 1 м² проявленной пленки следует добавлять в проявитель 400 г восстановителя, тогда в таком растворе можно проявить еще 1 м² пленки. Когда количество добавленного восстановителя становится равным первоначальному количеству проявителя, проявитель к дальнейшему восстановлению непригоден.

Чтобы дефекты не возникли сразу же после того, как пленку опустят в проявитель, ее желательно покачивать. Окончив цикл проявления, чтобы остановить процесс проявки и не загрязнить фиксаж, пленку следует промыть. Время фиксирования пленки должно занимать по крайней мере не менее трети времени ее осветления. Фиксаж считается пригодным для использования, пока время осветления в нем пленки не увеличивается более чем в 2,5 раза. В 1 л фиксажа обычно можно обработать до 2 м² пленки. Окончательную промывку пленки нужно производить в проточной воде не менее 30 мин.

Таким образом, общее время обработки пленки при ручном проявлении составляет приблизительно 40 мин. Это время можно сократить, используя автоматические проявочные устройства, которые не только позволяют получить проявленную пленку за 60-90 с, но и делают обработку пленки более стабильной.

АВТОМАТИЧЕСКАЯ ОБРАБОТКА ПЛЕНКИ

Основана на тех же химических процессах, что и ручная. Пленка проходит этап проявления, фиксирования, промывки и сушки, однако скорость всех этих процессов существенно возрастает, и, чтобы при этих временных условиях проявилось скрытое изображение, приходится существенно повышать температуру обрабатывающих растворов и применять специально разработанные для этих целей реактивы. В проявочных машинах средней скорости (время обработки пленки «от сухого до сухого» 3,5 мин) температура проявителя обычно поддерживается в пределах 28 ?С, в скоростных машинах (время обработки пленки «от сухого до сухого» 90 с) она составляет в среднем 36 ?С, в сверхскоростных машинах (время обработки пленки «от сухого до сухого» 45-60 с) повышается до 40 ?С.

Выдерживать такие условия обработки может только специально задубленная пленка. Поэтому, прежде чем приступать к работе, необходимо проверить, какие условия проявления предусматривает имеющаяся пленка и в каких реактивах ее следует обрабатывать.

Автоматические проявочные машины, имеющиеся на отечественном рынке, могут отличаться конструктивным решением, объемом обрабатывающих жидкостей, температурой рабочих растворов и др. Однако принцип работы современных проявочных машин одинаков. Машины содержат секции с обрабатывающими растворами, промывной водой и сушкой. Транспортирование пленки в них осуществляется с помощью валков и зубчатой передачи. Машины имеют подсистемы подачи воды, рециркуляции растворов, регулировки температуры обрабатывающих растворов, химической регенерации, контроля и индикации.

На рис. 3-41 представлено схематичное изображение современной проявочной машины. Обычно пленка вручную закладывается в загрузочный лоток (1), через валки (2) проходя в секцию с проявителем (3), фиксажем (4), водой (5) и наконец с помощью валково-роликовой транспортирующей системы (6), приводимой в действие мотором (7), поступает в сушильную камеру (8), из которой пленка попадает в контейнер для готовых снимков (9). В столешнице машины обычно располагается насос (10), подкачивающий из баков с компенсирующими растворами (11) проявитель и фиксаж по мере их истощения в рабочие секции. Там же обычно располагается вентилятор для сушки пленки (12).

Во всех современных проявочных машинах термостатически поддер-живается заданное значение температуры проявителя, обеспечивается возможность компенсации реактивов, их рециркуляция, а в некоторых машинах также термостатически поддерживается заданное значение температуры фиксажа. В более простых моделях фиксаж нагревается с помощью теплообменников, которые, как правило, обеспечивают нагрев на 2 ?С, а воды на 5 ?С ниже, чем термостатируемая температура проявителя. В проявочных машинах предусматривается энергосберегающий дежурный режим работы, благодаря которому поддерживается рабочая температура растворов и предотвращается кристаллизация их частиц на валках.

Конструкция проявочных машин типа Velopex английской фирмы Medivance Instruments несколько отличается тем, что ролико-валковая система используется в них только для заправки пленки в рабочие емкости, в которых она неподвижно находится между двумя протяжными лентами.

Проявочные машины могут существенно различаться продолжительностью процесса, производительностью, температурными режимами, оснащенностью процессорными системами управления. Они могут быть рассчитаны на обработку пленок общего или специфического назначения. Проявочные машины могут быть двух модификаций - для работы в темной комнате или в светлом помещении. Во втором случае необходимо дополнительно иметь устройство загрузки пленки при дневном свете и использовать специальные рентгенографические кассеты.

Технические параметры некоторых типов проявочных машин, предлагаемых на нашем рынке, приведены в табл. 3-9.

Условия проявления пленки в автоматическом режиме еще больше, чем в ручном, влияют на ее сенситометрические параметры (чувствительность, контрастность, вуалирование, максимальное почернение). Для каждого типа пленки фирма-изготовитель рекомендует определенные реактивы и температурно-временные условия обработки. Невозможно получить высококачественное изображение, используя, например, неподходящие реактивы или неправильно выбранный температурный режим. Используемые рабочие растворы всегда должны быть свежими, чистыми, хорошо размешанными.

При скоростном автоматическом режиме обработки важно поддерживать температуру проявителя, время проявления пленки, следить за тем, чтобы проявитель не был истощен. Температура в скоростных современных машинах поддерживается обычно с точностью 0,1 ?С. Более жесткие требования предъявляются также к процессу фиксирования, промывки, сушки, происходить они должны быстрее. Эту задачу решают комплексно. В пленках используют более задубленнные эмульсионные слои, а в проявочных машинах - более эффективные фиксирующие растворы, обеспечивают их подогрев, а для воды - постоянный эффективный скоростной обмен.

Сушка пленок во многих проявочных машинах осуществляется вентилируемым горячим воздухом и одновременно нагревом инфракрасными лампами. В то же время некоторые фирмы стараются не применять для сушки пленки инфракрасные лампы, считая, что в экстремальных случаях их использование может привести к плавлению эмульсии.

Чтобы не происходило быстрого истощения рабочих растворов (проявитель и фиксаж), в проявочных машинах предусмотрена их постоянная компенсация. Скорость пополнения растворов следует устанавливать, следуя рекомендациям разработчиков проявочных машин.

Ниже описан метод, позволяющий проверять стабильность работы проявочных машин или возможность использования в них определенных пленок или реактивов.

После того как проявочная машина установлена представителем сервисной службы, в его присутствии необходимо получить базовый снимок должного качества, который в ходе дальнейшей эксплуатации будет служить эталоном. Для каждой проявочной машины необходимо иметь регистрационный журнал, где следует фиксировать все режимы работы машины.

Обычно пленку экспонируют специальным световым сенситометром, обеспечивающим ступенчатую засветку с постоянным заданным шагом. При отсутствии сенситометра допускается ступенчатая засветка пленки рентгеновским источником, но в этом случае должны строго фиксироваться режимы работы рентгеновского аппарата, с тем чтобы впоследствии их можно было повторить. Проэкспонированную пленку обрабатывают в проявочной машине и по изображению клина с помощью денситометра определяют значения основных параметров: плотности вуали, чувствительности и контрастности. Величину вуали измеряют вне изображения клина, чувствительность - по значению плотности средней ступени, равной примерно 1,0 над вуалью, контрастность - по разности плотностей двух ступеней клина, обеспечивающих значения плотности порядка 2,0 и 1,0 над вуалью.

Эксплуатационные параметры обработки пленки можно считать стабильными, если отклонение плотности вуали не превышает ?0,05; отклонение плотности ступени, по которой определяют чувствительность, ?0,15 и отклонение разницы плотностей ступеней, по которым определяется контрастность, ?0,1.

При отсутствии денситометра можно визуально сравнивать проверяемые пленки с эталоном. В этом случае наблюдатель не должен чувствовать разницы в плотностях ступеней, характеризующих параметры пленки.

Как правило, настраивая режимы работы проявочной машины, можно исправить появляющиеся нежелательные изменения сенситометрических параметров пленки. Резкое увеличение чувствительности и контрастности пленки может быть связано с повышением температуры проявителя, замедлением скорости обработки, переизбытком компенсирующего раствора проявителя, истощением фиксажа; резкое уменьшение чувствительности и контрастности - со снижением температуры проявителя, убыстрением скорости обработки, нарушением технологии перемешивания; постепенное снижение чувствительности и контрастности - с недостаточным поступлением компенсирующего раствора проявителя; резкое нарастание чувствительности и вуали при одновременном падении контрастности - с загрязнением проявителя фиксажем.

Если в процессе эксплуатации проявочной машины появляются сомнения в стабильности полученных результатов, следует проверить температуру проявителя, скорость компенсации рабочих растворов, цикл обработки пленки, тип и сроки годности используемой пленки и химических реактивов, расход и температуру промывной воды; осмотреть и, если необходимо, сменить фильтры; по регистрационному журналу проверить выполнение периодического обслуживания и выяснить, не проводились ли какие-либо процедуры перед изменением параметров.

Таким образом можно установить причину отклонения эксплуатационных параметров. Если это сделать не удается, следует заменить все химические реактивы и заново произвести настройку проявочной машины в соответствии с эксплуатационной документацией. Если и после этого параметры качества обработки пленки неудовлетворительны, следует обращаться к представителям сервисной службы.

Проверять, стабильны ли параметры обработки пленки проявочной машиной, следует: при интенсивной работе один раз в день перед началом работы; перед использованием, если машина не работала более 24 ч; при замене растворов или пленки; после технического обслуживания или ремонта.

Для нормальной работы проявочных машин требуется ежедневно проводить профилактическую чистку и своевременно производить профилактическое техническое обслуживание. Выполняя эти требования, удается избежать появления артефактов на проявленной пленке. Так, вертикальные полосы на пленке могут обусловливаться: загрязнением или плохим закреплением направляющих; полосы высыхания - загрязнением или ослаблением прижима отжимающих валков; полосы в начале пленки - тем, что после продолжительного перерыва в работе не были пропущены чистящие пленки; горизонтальные линии - плохим закреплением движущегося механизма или истощением проявителя; статические следы - высокой влажностью в помещении или плохим заземлением проявочной машины; «языки» - ошибочным подбором скорости перемешивания и плохим состоянием фильтра в проявителе; волнистые полосы на задней части пленки - плохой очисткой системы, передающей пленку из проявителя в фиксаж; пятнистость - плохой очисткой валков в проявителе. Ежедневный грамотный уход за проявочной машиной позволяет избежать загрязнения рабочих элементов и в результате почти всех перечисленных выше артефактов.

Аппараты общего назначения

Рентгенодиагностические аппараты общего назначения (стационарный аппарат на 2-3 рабочих места и телеуправляемый стол-штатив) предназначены для проведения исследований органов грудной клетки, ЖКТ, костно-суставной системы, органов мочеполовой системы, а также сердца и кровеносных сосудов. При этих исследованиях используют режимы рентгенографии и рентгеноскопии.

Аппараты общего назначения предназначены для эксплуатации в специально оборудованных (в соответствии с требованиями санитарных правил и норм) помещениях (процедурные рентгеновского кабинета).

Классический комплекс на три рабочих места содержит поворотный стол-штатив, стол снимков и стойку снимков. Поворотный стол-штатив - основной при выполнении рентгеноскопических исследований (изображение формируется на выходе УРИ или цифрового приемника рентгеновского изображения), а стол и стойку снимков используют для рентгенографии (в качестве приемника служит либо рентгеновская пленка в комбинации с усиливающим экраном, либо цифровой приемник).

Поворотный стол штатив, как правило, состоит из:

Стол снимков состоит из:

Излучатель, расположенный на колонне стола снимков, используют также для работы со стойкой снимков (представляет собой кассетодержатель с отсеивающим растром, способный перемещаться вдоль колонны, на которой он крепится).

Телеуправляемый стол-штатив - рентгенодиагностический комплекс, сочетающий возможности всех трех рабочих мест (включая линейную томографию).

В последнее время наметилась тенденция перехода от традиционных (пленочных) технологий к цифровым с минимальными изменениями в составе оборудования рентгенодиагностического комплекса. Данный переход стал возможен вследствие применения систем с фотостимулируемым люминофором (в кассетодержатель вместо кассеты с комбинацией экран-пленка вставлена кассета с запоминающим экраном). При использовании данной технологии рентгеновское отделение оснащается необходимым набором кассет с запоминающими экранами, устройством считывания и оцифровки информации с экспонированных кассет, а также рабочей станцией с соответствующим программным обеспечением (для формирования изображения, математической обработки и архивирования). Основными производителями оборудования, позволяющего получать изображения по данной технологии, выступают компании Agfa, Fujifilm, Kodak, Konica Minolta и др. Наиболее широкое применение получили запоминающие пластины размером 18×24, 24×30, 35×35 и 35×43 см.

Для получения цифрового набора данных при рентгеноскопии (на первом рабочем месте рентгенодиагностического аппарата общего назначения) производят оцифровку сигнала на выходе телевизионного тракта УРИ и дооснащают рабочее место соответствующей автоматизированной рабочей станцией.

Применение систем с фотостимулируемыми люминофорами и устройств оцифровки сигнала на выходе УРИ целесообразно при переходе от традиционных технологий к цифровым и в кабинетах, оснащенных телеуправляемыми столами-штативами.

В качестве примера цифрового рентгенодиагностического аппарата общего назначения на базе УРИ можно назвать телеуправляемые комплексы, разрабатываемые российскими производителями: система «КРТ ОКО» (компания «НИПК «Электрон»), «КРДЦ-Т20/Т2000 РЕНЕКС» (компания «Гелпик») и «Телемедикс-Р-АМИКО» (ЗАО «Амико») - рис. 3-42.

Многие зарубежные компании (Siemens, General Electric и др.) предлагают комплексные решения, когда основные рентгенографические исследования выполняются при использовании твердотельного приемника (панель на основе аморфного кремния), а рентгеноскопия осуществляется при использовании УРИ с оцифровкой сигнала на его выходе (используется ПЗС-матрица). В качестве примера можно привести универсальную телеуправляемую систему ICONOS R200 компании Siemens, приемная система которой построена на базе УРИ (диаметр 33 или 40 см) с ПЗСматрицей на выходе (размерность матрицы 1024×1024 элемента). В состав приемника для рентгенографии входит плоская панель на базе аморфного кремния размером 43×43 см, которая содержит 3000×3000 приемных элементов (размер пикселя 143 мкм). Оцифровка электрических сигналов в этом детекторе осуществляется при использовании 14-разрядного АЦП. Данная система снабжена поворотным столом пациента. Диапазон углов отклонения поверхности стола составляет +90?/−17?. Излучатель монтируют над столом, а приемник рентгеновского изображения - под ним.

Для общих рентгенографических исследований также используют и комплексы, приемная система которых построена на базе твердотельных панелей на основе аморфного селена (например, KODAK DIRECT VIEW DR 7100 компании Kodak). Данный комплекс имеет в своем составе два рабочих места: стойку и поворотный стол-штатив. Излучатель, с помощью которого выполняют снимки на стойке снимков и на столе-штативе, имеет потолочное крепление и может перемещаться. Размеры цифрового приемника рентгеновского изображения 35×43 см, приемного элемента (пиксель) - 139 мкм, число разрядов квантования АЦП - 14. Рентгенографические исследования проводят при всех возможных положениях пациента (стоя, лежа, сидя) в различных проекциях.

В качестве еще одного типа оборудования для общей рентгенографии, в котором в качестве приемника рентгеновского изображения используется сканирующая система с линейкой твердотельных детекторов, можно назвать комплекс ЦРС «УНИСКАН», изготавливаемый белорусским унитарным предприятием «АДАНИ». В этой системе сканирование осуществляется узким веерным лучом, а время сканирования лежит в диапазоне 2-5 с в зависимости от вида исследования.

Флюорографические аппараты

Сложившаяся в последние 20 лет в Российской Федерации, как, впрочем, и во многих других странах, крайне неблагоприятная эпидемическая обстановка по туберкулезу легких заставила вновь обратить внимание на необходимость воссоздания эффективной и хорошо технически оснащенной службы рентгеновских профилактических обследований населения.

К 1990-м гг. парк традиционных пленочных флюорографов в нашей стране устарел не только морально, но и физически - к этому времени около 85% установок нуждалось в замене из-за технического износа. Важно также отметить, что использование пленочных флюорографов приводило к неоправданно высоким дозовым нагрузкам, в том числе и на здоровых людей, проходивших профилактические обследования. Разработанные к тому времени пленочные аппараты на основе флюорографических камер «КФ-400» хотя и позволяли заметно снизить дозовую нагрузку по сравнению с предыдущим поколением флюорографических установок, однако кардинально проблемы не решали.

Тогда же стало очевидно, что, проводя материально-техническое переоснащение службы, осуществляющей массовые профилактические рентгенологические обследования органов грудной клетки, основной упор нужно сделать на замену устаревших пленочных флюорографов относительно недорогими цифровыми устройствами, которые позволят значительно снизить дозовые нагрузки на обследуемых, заметно повысить информативность исследований и уменьшить стоимость отдельного исследования.

В итоге при реализации национального проекта «Здоровье» в ЛПУ Российской Федерации было поставлено более 2000 цифровых флюорографических комплексов, а общее количество подобных установок, находящихся в эксплуатации, к настоящему времени превысило 3000.

Цифровые системы для массовых профилактических исследований органов грудной клетки изготавливают в следующих конструктивных исполнениях: стационарные, передвижные (на шасси автомобилей различных марок) и передвижные разборные.

С учетом инженерных решений, связанных в первую очередь с типом приемника рентгеновского изображения, разработанные у нас в стране и находящиеся в эксплуатации цифровые флюорографические установки можно отнести к одной из следующих групп:

СТАЦИОНАРНЫЕ УСТАНОВКИ

Сканирующие системы с газовыми ионизационными камерами

Первенство в разработке сканирующих систем для цифровой рентгенографии на основе газовых ионизационных камер у нас в стране принадлежит Институту ядерной физики им. Г. И. Будкера СО РАН (г. Новосибирск). Именно там была разработана и изготовлена малодозовая цифровая рентгенографическая установка (МЦРУ) «Сибирь-Н», рекомендованная в 1994 г. Комитетом по новой технике Минздрава России к использованию в клинической практике (для проведения профилактических исследований органов грудной клетки у населения). Позже серийное производство МЦРУ «Сибирь-Н» было освоено ЗАО «Научприбор» (г. Орел), а также еще двумя российскими предприятиями.

В настоящее время ЗАО «Научприбор» выпускает комплекс для профилактических исследований грудной клетки на основе разработанной Институтом ядерной физики им. Г. И. Будкера СО РАН многоканальной ионизационной камеры - комплекс ФМЦ-НП-О «Взгляд Орла» (рис. 3-43).

Сканирующие системы с линейкой полупроводниковых детекторов

За последние годы в ЛПУ Российской Федерации апробировано несколько моделей сканирующих малодозовых цифровых флюорографов на базе линеек ППД.

В ряде разработок сканирующих систем с полупроводниковыми линейками детекторов сканирование плоским веерообразным пучком осуществляется не путем вертикального (как это традиционно делается в системах на основе газовых ионизационных камер) или горизонтального перемещения излучателя, а за счет поворота излучателя с диафрагмой на определенный угол, позволяющий получить изображение размером около 400×400 мм в плоскости детектора, и синхронного движения детектора вдоль горизонтальной (или вертикальной) оси. Аналогичный принцип сканирования (но без перемещения излучателя) принят и в выпускаемых компанией «Рентгенпром» (г. Истра, Московская область) малодозовом цифровом сканирующем флюорографе «ПроСкан-2000» и в модификации этой разработки - «ПроСкан-7000». В этих установках линейку ППД перемещают вдоль грудной клетки в горизонтальном направлении одновременно с веерообразным рентгеновским пучком, формируемым щелевой диафрагмой. Для этого детектор и щелевая диафрагма крепятся к штанге, которая совершает вращательное движение вокруг фокусного пятна излучателя. В движение штангу приводит микрошаговый двигатель. Внешний вид комплекса «ПроСкан-7000» представлен на рис. 3-44.

Системы, тракт приема-преобразования которых построен на основе комбинации сцинтилляционный экран - светосильная оптика - ПЗС-матрица

Первый российский цифровой комплекс для массовых профилактических исследований органов грудной клетки, тракт формирования изображения которого построен на основе комбинации сцинтилляционный экран - светосильная оптика - ПЗС-матрица, был разработан компанией «Гелпик» (Москва). Внешний вид этого цифрового флюорографа с названием «Ренекс-Флюоро» представлен на рис. 3-45.

Как видно из рисунка, аппарат выполнен в виде двух отдельных стоек, позволяющих осуществлять синхронное перемещение по вертикали приемника и излучателя. Внутри стоек размещаются все основные узлы системы (источник и приемник излучения, рентгеновское питающее устройство, узел управления перемещением стоек). Модификация данного цифрового комплекса производится московским ЗАО «ММЗ «Вымпел».

Еще одним крупным поставщиком в отечественные ЛПУ цифровых флюорографов с приемниками рентгеновского изображения, построенными на базе комбинации сцинтилляционный экран - светосильная оптика - ПЗС-матрица, выступает санкт-петербургская НИПК «Электрон». Эта компания разработала комплекс «ОКО ФЦ», внешний вид которого представлен на рис. 3-46. Данный комплекс может применяться в том числе и для дообследования пациентов пульмонологического профиля.

Флюорографическое оборудование с приемниками рассматриваемого типа выпускается еще рядом компаний, однако доля установленных ими стационарных цифровых установок невелика.

Системы на основе усилителей рентгеновского изображения

Цифровой флюорограф на базе УРИ был разработан российскофранцузским предприятием «Спектр-Ап» совместно с компанией «ТАНА». Эта система получила название «ФСЦ-У-01». Принцип действия рассматриваемой цифровой установки основан на получении в импульсном режиме излучения при использовании УРИ четырех парциальных изображений грудной клетки, которые в дальнейшем объединяются («сшиваются») с помощью соответствующего программного обеспечения. После объединения формируется полноформатное изображение. Парциальные изображения получают путем последовательного механического перемещения УРИ с размером рабочего поля порядка 23 см по четырем квадрантам в плоскости приемника рентгеновского изображения. Весь процесс съемки занимает около 5-6 с (рис. 3-47).

Развитием системы «ФСЦ-У-01» стал комплекс «АМЦР-1» с увеличенной пространственной разрешающей способностью, что позволяет использовать его не только для задач профилактических исследований, но и для дообследования пациентов пульмонологического профиля.

ПЕРЕДВИЖНЫЕ КОМПЛЕКСЫ ДЛЯ ЦИФРОВОЙ ФЛЮОРОГРАФИИ

В настоящее время на рынок медицинского оборудования ряд российских компаний поставляет цифровые передвижные флюорографические комплексы на базе шасси автомобилей различных марок. Так, компанией «Рентгенпром» разработан передвижной цифровой флюорографический кабинет «КФПЦ» на базе шасси ЗИЛ-5301ЕО «Бычок» и вездехода КамАЗ-43114. Выбор этих типов шасси определяется различной географией использования комплексов: ЗИЛ-5301ЕО «Бычок» предназначен для работы в городских условиях и на дорогах с грунтовым покрытием, а вездеход КамАЗ-43114 - в условиях плохих дорог. В качестве флюорографической установки в этих комплексах используются системы «ПроСкан-2000» или «ПроСкан-7000» (по выбору заказчика). Структура передвижного кабинета для профилактического исследования органов грудной клетки представлена на рис. 3-48.

Цифровая флюорографическая установка помещается в передней части фургона. Пациенты попадают в кабинет через одну дверь, а покидают его через другую, что увеличивает пропускную способность. Одновременно в процедурной могут переодеваться до 3 человек. Над каждой дверью установлена тепловая завеса, позволяющая обеспечить комфортные условия в холодное время года. Во время приема пациентов непрерывно работает бактерицидный облучатель, фургон также оборудован системой принудительной вентиляции. Помещение с персоналом частично отделено от процедурной прозрачной поликарбонатной перегородкой, наличие рентгенозащитной кабины обеспечивает радиационную защиту персонала, а также ожидающих съемки пациентов.

Передвижные комплексы «АФФ МЕДИКАР» для цифровой флюорографии на базе шасси КамАЗ-43114 и КамАЗ-53215 производятся ЗАО «ММЗ «Вымпел». В качестве цифровой флюорографической системы в этих разработках используется аппарат «Ренекс-Флюоро».

Заводом медицинского оборудования «Тандем» (г. Буденновск) выпускается передвижной флюорографический кабинет «МК9-ФЦ», который представляет собой цельнометаллический блок-контейнер, смонтированный на собственной трехосной ходовой части автомобильного прицепа. В качестве цифрового флюорографа в нем также используется система «Ренекс-Флюоро». Буксировка флюорографического кабинета разрешается любым видом транспорта, оборудованного пневмоприводом.

ПЕРЕНОСНЫЕ КОМПЛЕКСЫ ДЛЯ ЦИФРОВОЙ ФЛЮОРОГРАФИИ

В отдаленных труднодоступных местностях, горных районах практически единственно возможным способом организации профилактических обследований населения оказывается использование переносных флюорографических систем. Переносной комплекс для цифровой флюорографии в ящичной укладке «АПЦФ-01» выпускается ЗАО «Рентгенпром». Основой комплекса служит цифровая рентгеновская камера «ФЕНИКС-4000» на базе ПЗС-матрицы.

Система транспортируется в разобранном виде в футлярах, которые служат элементами конструкции. Масса одного места не превышает 80 кг, количество мест для базовой комплектации - шесть. Установку можно перевозить на любом виде транспорта и монтировать силами двух человек в течение 1 ч (рис. 3-49). В состав комплекса входят следующие основные узлы и блоки: основание, силовой блок, генераторный блок с излучателем и регулируемой диафрагмой со световым центратором, электромеханический подъемник, пульт управления, цифровая флюорографическая камера, персональный компьютер (ноутбук), защитная ширма. Используемое среднечастотное питающее устройство позволяет выполнять до 60 снимков в час.

Передвижные и рентгенохирургические установки

Передвижные аппараты используются, как правило, для проведения исследований вне стен рентгенологического отделения ЛПУ: в палатах, приемных, реанимационных, операционных, травматологических отделениях и т. д. Эти установки предназначены для проведения рентгенографических и рентгеноскопических исследований.

Весьма условно данный класс оборудования можно разделить на две большие группы - на палатные и так называемые хирургические аппараты. Хирургические аппараты в большей степени ориентированы на рентгеноскопические исследования (хотя, естественно, позволяют проводить и съемку), в то время как палатные используются для рентгенографии.

Наиболее широкое распространение получила конструкция штатива для передвижных хирургических рентгеновских аппаратов, которая в специальной литературе получила название «С-дуга» (англоязычный термин «C-arm»). В качестве приемника рентгеновского изображения в этих аппаратах, как правило, используется УРИ с аналоговым телевизионным трактом либо УРИ с оцифровкой сигнала на выходе камеры с ПЗС-матрицей, входящей в состав тракта визуализации усилителя. Данное решение довольно универсально (выполнение рентгеноскопии и рентгенографии с использованием одного приемника) и позволяет применять аппарат в различных клинических приложениях. Обычно подобные системы оснащены среднечастотным или высокочастотным рентгеновским питающим устройством и излучателем в моноблочном исполнении, а также консолью с одним или двумя видеоконтрольными устройствами.

Естественно, в последние годы аппараты типа «С-дуга» комплектуются цифровыми приемниками. Основными зарубежными производителями цифровых рентгенодиагностических систем со штативами «С-дуга» для различных клинических приложений выступают компании General Electric, Philips, Siemens и Ziehm Imaging. Установки этих производителей, в которых обычно используются УРИ с диаметром входного поля 23-40 см, ориентированы на проведение под контролем рентгена хирургических вмешательств при спинальной и других видах травм; урологической и нейрососудистой патологии; диагностических исследований сердечно-сосудистой системы, при необходимости включая интервенционные вмешательства и др. Самые последние разработки систем на базе штативов «С-дуга», оснащенные дополнительным двигателем для перемещения штатива в орбитальном направлении (угол перемещения составляет около 190?), а также специализированным программным обеспечением, позволяющим выполнять 3D-реконструкцию изображений, можно с успехом использовать и для задач КТ.

Сравнительно новым направлением в разработке систем со штативом «С-дуга» является создание так называемых мини-систем, предназначенных для использования в чрезвычайных ситуациях, спортивной и военнополевой медицине. Лидерами в этом направлении стали компании Hologic и General Electric. На рис. 3-50 представлен внешний вид системы Premier Encore («Hologic). В ней используется УРИ с размерами входных полей 10 см (4′′) и 15 см (6′′). Эта установка наиболее эффективна при диагностике травм суставов и других видов травматических повреждений конечностей, а также при соответствующих хирургических вмешательствах, осуществляемых под контролем рентгена.

Среди российских производителей передвижных установок со штативом «С-дуга» можно отметить ЗАО «Амико» и НИПК «Электрон».

Рассмотрим особенности другой группы передвижных аппаратов - палатных установок. Эти системы, основу которых составляет рентгеновское питающее устройство с излучателем, а для регистрации изображения могут использоваться плоские приемники различных типов, предназначены для проведения рентгенографии. Традиционно в качестве подобных приемников использовались кассеты с рентгеновской пленкой, а в настоящее время им на смену пришли цифровые аналоги.

Наиболее простое и эволюционное решение при переходе на цифровые технологии в этом случае - использование традиционных палатных аппаратов (в качестве частных примеров можно назвать «МобиРен-МТ» производства компаний «Медицинские технологии Лтд.» и «Гелпик» и «10Л6» производства компании ЗАО «Амико») и систем на базе фотостимулируемых люминофоров, т. е. замена кассет с рентгеновской пленкой кассетами соответствующих типоразмеров с запоминающими экранами. Подобное решение представляется наиболее приемлемым для ЛПУ, в рентгенодиагностических отделениях которых уже используются системы CR, - в этом случае не потребуется вкладывать дополнительные средства в покупку устройства считывания и оцифровки информации с запоминающих экранов, а можно воспользоваться уже имеющимся в рентгенодиагностическом отделении. Однако данное решение имеет и недостатки, связанные (помимо необходимости дополнительной обработки экспонированных кассет с экранами) с отсутствием возможности получать изображения по результатам рентгенографии непосредственно у кровати больного. Исключить названный недостаток удается при использовании плоских панелей на основе аморфного кремния либо аморфного селена.

Так, например, решение для палатного аппарата на базе полноформатной плоской панели (аморфный кремний) предложено компанией Siemens. Внешний вид передвижной установки Mobilett XP Digital представлен на рис. 3-19.

Используемый в системе рентгеновский детектор имеет полезную площадь 35×43 см, его масса составляет 4,8 кг, длина кабеля для подключения к аппарату - 7 м. В состав консоли, которая служит для управления установкой, а также для задач регистрации изображений и их последующей математической обработки, входит персональный компьютер с монитором (15′′), реализующим функцию чувствительного экрана (тачскрин).

Ангиографические аппараты

Данный класс оборудования предназначен для исследований сердечнососудистой системы с использованием контрастных веществ, а также для осуществления контроля при интервенционных вмешательствах, связанных с установкой различных сосудистых протезов и имплантатов: стентов, катетеров, баллонов и др. Подобные аппараты устанавливают, как правило, в условиях специализированных операционных, которые должны быть оснащены анестезиологическим и реанимационным оборудованием, а также комплектом средств индивидуальной и коллективной защиты пациентов и персонала.

В составе установок для ангиографии чаще всего используются аппараты со штативами типа «С-дуга». В комплекс также входит устройство для введения контрастного вещества в соответствии с заданной программой и аппаратура регистрации физиологических параметров организма. В качестве приемников рентгеновского изображения ранее использовали УРИ с аналоговым телевизионным трактом, затем их сменили УРИ с оцифровкой сигналов на выходе входящей в состав телевизионного тракта камеры с ПЗС-матрицей. В последние годы в аппаратах данного типа все шире применяются приемники рентгеновского изображения на базе плоских панелей (аморфный кремний).

Одним из наиболее передовых направлений развития оборудования для ангиографических исследований можно считать разработку систем для двухпроекционной ангиографии.

Отечественных конкурентоспособных разработок ангиографических комплексов на сегодняшний день не существует. Из зарубежных компаний, производящих оборудование этого класса, можно назвать перечисленных в предыдущем разделе производителей хирургических аппаратов со штативом «С-дуга».

Важно отметить, что огромное внимание при разработке ангиографических комплексов уделяется созданию специализированного программного обеспечения, роль которого в успешном проведении ангиографических процедур зачастую оказывается определяющей (по крайней мере не уступающей роли аппаратных средств).

В качестве примера ангиографической установки с приемником на базе плоской панели (аморфный кремний) можно рассмотреть комплекс Innova 4100 (General Electric). При использовании плоскопанельного приемника с полезной площадью 41×41 см удается регистрировать до 30 полноформатных изображений в секунду. Внедрение данного типа рентгеновского детектора (с высокой квантовой эффективностью регистрации) позволило снизить дозовую нагрузку, что очень важно для ангиографических приложений, так как при проведении этих процедур пациенты и персонал относительно долгое время находятся под воздействием фотонного излучения. Внешний вид ангиографического комплекса Innova 4100 представлен на рис. 3-51.

Маммографические аппараты

До настоящего времени рентгеновский метод остается основным при профилактических и диагностических исследованиях молочной железы. Специфика объекта исследования (тканевая структура молочной железы) и подлежащих обнаружению патологических изменений предполагает наличие особенностей у аппаратов, предназначенных для подобных исследований. В основном это касается режима исследования: маммографию производят при анодном напряжении рентгеновской трубки, формируемом высокочастотным питающим устройством, в диапазоне от 20 до 35 кВ; используются специальные рентгеновские трубки с молибденовым анодом (в ряде случаев с добавками родия или рения) и микрофокусами 0,1 и 0,3 мм, а также специальные отсеивающие растры. Имеются особенности и у штативов описываемых аппаратов: они предназначены не только для позиционирования пациента во время съемки и соответствующей фиксации системы излучатель-приемник, но и для компрессирования молочной железы.

Традиционно в маммографических установках в качестве приемников рентгеновского изображения использовалась комбинация экран- маммографическая пленка. При этом как к экранам, так и к пленке предъявлялись специальные требования, которые касались чувствительности и пространственной разрешающей способности (последний параметр в лучших образцах экранов и пленок достигал значения 16 пар линий/мм, что очень важно для выявления микрокальцинатов и, соответственно, рака молочной железы в ранних стадиях).

В последние годы производители маммографического оборудования практически полностью переориентировались на выпуск цифровых систем. Прежде чем начать рассмотрение особенностей цифрового оборудования для маммографии, необходимо сделать несколько оговорок терминологического характера. Зачастую производители называют цифровыми установки, в которых существует цифровой тракт, но его используют не для того, чтобы получить полноформатные цифровые изображения молочной железы, а чтобы автоматизировать процесс взятия биопсийной пробы, используя специальную приставку к традиционному (пленочному) маммографу. Существуют также поставляемые в качестве самостоятельного оборудования специализированные компьютеризированные установки для стереотаксических исследований. Нас же в первую очередь интересует оборудование, при использовании которого удается получить полноформатные цифровые изображения размерами 18×24 или 24×30 см (англоязычное название метода исследования - Full Field Digital Mammography).

В современных установках для полноформатной цифровой маммографии используются приемники рентгеновского изображения трех типов: на базе фотостимулируемых люминофоров, на базе плоских панелей (аморфный кремний и аморфный селен), а также приемники сканирующего типа. Остановимся подробнее на особенностях оборудования, использующего каждый из этих типов приемников.

Наиболее широко распространенный способ внедрения цифровых технологий в маммографию - использование систем с фотостимулируемыми люминофорами. В качестве примеров производителей кассет с запоминающими экранами для маммографии размерами 18×24 и 24×30 см и устройств считывания и оцифровки информации с этих кассет можно назвать компании Agfa, Fujifilm, Kodak. При использовании оборудования любой из этих компаний удается реализовать пространственное разрешение порядка 10 пар линий/мм. Особенность экранов компании Fujifilm в том, что они двусторонние (естественно, что это обстоятельство потребовало применения соответствующих конструктивных решений при разработке устройства считывания и оцифровки информации).

Пионером в использовании цифровых приемников на базе плоских панелей (аморфный кремний) для задач маммографии стала компания General Electric, которая начала поставлять на рынок медицинской техники установку Senographe 2000D с детектором размером 19×23 см.

Если компания General Electric сосредоточилась на разработках приемников на основе аморфного кремния, то Hologic основное внимание уделяет плоским детекторам на основе аморфного селена. Подобный приемник рентгеновского изображения используется в цифровой маммографической установке Selenia. Размер полезной поверхности рентгеновского приемника этой системы составляет 24×29 см. Преимущества детектора такого размера очевидны: в ряде стран приблизительно 20-30% всех пациенток (имеются в виду женщины с большим размером молочной железы) при использовании плоских панелей размером около 18×24 см приходится делать два снимка, что неудобно с точки зрения не только дополнительных дозовых нагрузок на обследуемых, но и сложностей с интерпретацией полученных парциальных изображений врачом-рентгенологом.

Компания Fischer Imaging производит маммографическую систему SenoScan с приемником рентгеновского изображения сканирующего типа (рис. 3-52). Размер полноформатного снимка для скрининга в этой установке составляет 21×29 см, а для диагностических целей при подозрении на патологические изменения по результатам профилактических обследований - 11×15 см. Чувствительная часть приемника состоит из четырех соединенных встык ПЗС-матриц со слоем сцинтиллятора на основе йодистого цезия. Размер полезной поверхности детектора (и, естественно, щели приемного коллиматора) составляет около 10×221 мм. Использование сканирующего принципа при формировании рентгеновского изображения (осуществляется синхронное перемещение приемника и веерообразного рентгеновского пучка вдоль дуги заданного радиуса в течение примерно 5 с) позволяет в значительной степени избежать рассеянного в наблюдаемом объекте излучения и заметно снизить дозовые нагрузки, так как для исследований на описываемой установке не требуется отсеивающих растров.

Как уже было сказано, для взятия биопсийной пробы применяют приставки к маммографам, а также самостоятельные устройства для стереотаксиса. С их помощью получают изображения участка молочной железы размером около 50×50 мм или несколько больше, зафиксированные под разными углами (при получении двух подобных снимков говорят о наличии стереопары). Эти снимки используются, чтобы определить положение в пространстве координат x , y , z области патологии, из которой необходимо взять пробу и, естественно, вычислить координаты введения биопсийной иглы. Как правило, в современных устройствах при автоматическом перемещении иглы удается навести ее с отклонениями, не превышающими 1 мм.

Одно из современных направлений в цифровой маммографии - формирование объемных изображений областей молочной железы, которые вызывают у врача-рентгенолога подозрения на наличие патологических изменений. Это так называемая послойная объемная реконструкция изображений. В числе первых оснащать свое оборудование этой опцией начали специалисты General Electric.

Дентальные аппараты

Пожалуй, наибольшим количеством из всех эксплуатируемых рентгеновских аппаратов обладает парк оборудования, используемый в стоматологии. Здесь, как правило, выполняются интраоральные (в ротовую полость помещается либо приемник рентгеновского изображения, либо излучатель рентгеновского аппарата), панорамные и цефалометрические исследования. Для проведения этих процедур используют дентальные аппараты (позволяют получать изображения на приемник, помещенный в ротовую полость), микрофокусные дентальные аппараты (вводятся непосредственно в ротовую полость, а приемник располагается снаружи) и ортопантомографы (как правило, в комплекте с современными ортопантомографами поставляются приставки для цефалометрии).

Обычно дентальный аппарат для интраоральных исследований (приемник размещается в полости рта) - передвижной или укрепленный на специальном штативе (с напольным или настенным креплением) моноблок с однополупериодным или среднечастотным преобразователем напряжения. В качестве приемника рентгеновского изображения используется рентгеновская пленка либо цифровой датчик. При использовании цифрового датчика аппарат дооснащают специальным АРМ для регистрации изображений и их математической обработки. Пленку или датчик удерживает во рту пациента специальное устройство, либо он прикусывает их или фиксирует пальцем.

В отличие от описанного выше типа микрофокусные дентальные аппараты могут быть переносными (например, аппарат «ПАРДУС-Р» производства Санкт-Петербургского государственного электротехнического университета). Масса такого аппарата не превышает 4 кг, питание осуществляется от встроенного аккумулятора или вынесенного сетевого блока, размер фокусного пятна не превышает 0,1 мм. Рентгеновское изображение может регистрироваться как на аналоговые (рентгеновская пленка, в том числе самопроявляющаяся), так и на цифровые устройства визуализации.

Наиболее широко используемые цифровые датчики представляют собой ПЗС-матрицу, покрытую слоем сцинтиллятора. Подобные датчики производятся, например, компаниями Kodak, Gendex, Sirona, Schick Technologies и др. Эти цифровые приемники обладают потенциальной пространственной разрешающей способностью примерно 22-25 пар линий/мм; однако за счет бинирования (объединение двух соседних элементов по каждой из координат), которое позволяет уменьшить дозовую нагрузку на пациента, разрешающая способность составляет около 11-12 пар линий/мм. В качестве примера приведем размеры датчиков компании Gendex: 31×42, 25×37 мм. Компания Schick Technologies производит в том числе и беспроводные датчики, для которых не требуется соединительный кабель: информация с этих цифровых приемников передается на АРМ по радиочастотному каналу (РЧ-канал).

Также в системах для интраоральной цифровой рентгенографии применяются датчики на основе фотостимулируемых люминофоров, например датчики компании Gendex размерами 22×35, 24×40, 31×41, 27×54 и 57×76 мм. Обработку информации с этих датчиков производят, используя устройство DenOptix QST, в котором экспонированные запоминающие экраны вставляются в определенные места в специальном барабане, после чего происходит считывание и оцифровка данных. Одновременно в барабан можно вставлять до 39 экранов (определенное количество для каждого типоразмера); параметры считывания задаются оператором (существует возможность задать три режима пространственного разрешения - 3, 6 и 12 пар линий/мм). Подобные системы предлагаются также компаниями Orex Computed Radiography (группа компаний Kodak), и компанией Soredex.

Важно отметить, что цифровые интраоральные приемники на основе ПЗС-матриц позволяют на 70-80% снизить дозовые нагрузки на обследуемых по сравнению с пленочными технологиями; при использовании запоминающих экранов выигрыш в дозовых нагрузках не столь существен.

Принцип действия ортопантомографов в том, что излучатель и приемник (кассета с рентгеновской пленкой или цифровой датчик) синхронно перемещаются вокруг головы пациента. При этом форма траектории перемещения фокусного пятна излучателя соответствует усредненной форме челюсти. Разные компании-изготовители используют различное программное обеспечение (математические модели формы челюсти) и способы позиционирования пациента. В состав установок рассматриваемого типа обычно входит рентгеновский генератор со среднечастотным или высокочастотным питающим устройством и излучатель с размером фокусного пятна 0,5×0,5 или 0,5×0,3 мм. Диапазон изменения анодного напряжения, как правило, лежит в пределах от 60 до 90 кВ.

В качестве примера ортопантомографа с цефалометрической приставкой можно рассмотреть систему ORTHOPHOS XG PLUS компании Sirona (рис. 3-53). Эта компания первой в 1996 г. начала производство ортопантомографов и цефалометрических систем, в которых использовались цифровые приемники рентгеновского изображения на базе ПЗС-матриц, покрытых слоем сцинтиллятора. Размер каждого канала регистрации в цифровом приемнике данного аппарата - 27 мкм, причем для оцифровки сигнала используется 16-разрядный АЦП. При цифровой цефалометрии на этом ортопантомографе применяется сканирующий метод получения изображения, что позволяет уменьшить рассеянное излучение и, следовательно, дозовые нагрузки на пациента.

Ортопантомографы и системы для цефалометрии с приемниками на основе ПЗС-матриц выпускаются также компаниями Schick Technologies, Kodak и др.

Кроме цифровых датчиков на основе ПЗС-матрицы для панорамной съемки и цефалометрии используют запоминающие экраны с фотостимулируемыми люминофорами. Например, компания Soredex выпускает установки для панорамной съемки, в которых в качестве приемников рентгеновского изображения используют запоминающие экраны размерами 15×30 и 18×24 см (для панорамной съемки), а также 24×30 см (для цефалометрии). В состав комплекса входит также устройство считывания и оцифровки информации DIGORA PCT, в котором реализуется пространственное разрешение 3-6 пар линий/мм, а время, затрачиваемое на считывание информации с экранов, составляет 75-100 с.

Помимо использования интраоральных и панорамных систем в последнее время все чаще и чаще используют дентальные КТ (например, томограф GALILEOS компании Sirona), позволяющие получать как произвольные срезы челюстно-лицевой системы, так и объемные 3D-изображения челюсти либо всей головы пациента. Данные аппараты применяются не только в профессиональных стоматологических клиниках, но и в отделениях челюстно-лицевой хирургии.

Оборудование для компьютерной томографии

В рентгенодиагностике компьютеры начали применяться с 1972 г., когда английский инженер Годфри Хаунсфилд совместно с американским физиком Алланом Кормаком создал реконструкционный вычислительный томограф для исследования поперечных срезов головного мозга. За эту разработку они в 1979 г получили Нобелевскую премию в области физиологии и медицины. В настоящее время такие устройства используются для исследования практически всех органов и систем организма человека.

Принципиальное отличие вычислительной или компьютерной томографии от традиционных теневых методов получения рентгенодиагностического изображения состоит в том, что в основе ее лежит реконструкция (восстановление) трехмерного распределения линейного коэффициента ослабления μ (х, у, z) интенсивности используемого излучения по измеренным проекциям с помощью математического обеспечения. Окончательное доступное для анализа изображение выводится на экран консоли оператора. Это изображение в отличие от обычного теневого рентгеновского изображения содержит количественную информацию о плотности тканей, находящихся в исследуемой плоскости. Чувствительность к изменению плотности (контрастная чувствительность), эквивалентная контрастной чувствительности пленки или цифрового приемника, у такого изображения значительно выше.

Метод КТ основан на фундаментальных методах реконструкции по проекциям, впервые разработанных австрийским математиком Радоном еще в 1917 г.

В большинстве серийно выпускаемых РКТ для реконструкции изображения применяется алгоритм суммирования обратных фильтрованных проекций (ρ - фильтрация).

В зависимости от взаимного расположения и движений излучателя, детекторов и стола пациента РКТ классифицируются по поколениям. Принципы сканирования, заложенные в конструкции томографов разных поколений, приведены ниже (рис. 3-54).

Томографы I поколения (1972-1974) сканировали исследуемый объект одиночным коллимированным рентгеновским лучом, а излучение, прошедшее через объект, регистрировалось одним детектором, жестко связанным с излучателем. Система излучатель-детектор совершала поступательно-вращательное движение из 180 линейных сканирований, поворачиваясь после каждого линейного сканирования на 1?. В качестве детектора в томографах I поколения использовался сцинтиллятор на основе кристалла йодистого натрия и фотоэлектронный умножитель.

В томографах II поколения (1974-1980) система излучатель-детектор также совершала вращательно-поступательное движение относительно исследуемого объекта. Однако вместо одного рентгеновского луча сканирование осуществлялось расходящимся пучком, состоящим из нескольких (3-52) коллимированных лучей и того же числа детекторов. Поэтому при одном линейном сканировании с каждого детектора снимался, как и в томографах I поколения, сигнал, соответствующий одной проекции для данной ориентации луча, а совокупность этих сигналов содержала информацию о целом наборе независимых проекций, измеренных одновременно. Это позволяло увеличить угловой шаг поворота пропорционально числу детекторов и, следовательно, уменьшить время сканирования одного слоя.

В томографах III поколения (начиная с 1980 г.) сканирование объекта осуществляется веерным пучком рентгеновского излучения, полностью перекрывающим исследуемый объект. Поэтому система излучатель- детекторы совершает только непрерывное вращение вокруг объекта на 180 или 360?. Излучатель работает, как правило, в импульсном режиме, а излучение за объектом измеряется большим количеством (примерно 300) детекторов. При этом время сканирования исходного слоя редко превышает 2 с.

Дальнейшим шагом в развитии томографов III поколения стало появление спирального сканирования. После этого развитие РКТ шло по пути увеличения количества одновременно получаемых срезов (увеличение количества рядов детектора). В настоящее время говорят о спиральной мультисрезовой (мультидетекторная) КТ.

Заметим, что пучок рентгеновского излучения остается веерным лишь при немногочисленных рядах детектора (2-4 ряда). Если же рядов детектора становится больше, пучок приобретает коническую форму. Вследствие этого данные, которые регистрируют любые нецентральные ряды элементов детектора, представляют не один плоский срез, в связи с чем возникает необходимость в сложных видах математической обработки.

Системы IV поколения (1980-1990) отличаются от систем III поколения тем, что детекторы в них образуют неподвижный кольцевидный блок, а вращаются излучатель и блок коллиматоров. Количество детекторов при этом возрастает до 1000. Веерный пучок, как правило непрерывного рентгеновского излучения, полностью перекрывает исследуемый объект. Время сканирования обычно не превышает 1-3 с. В настоящее время такие томографы не выпускаются вследствие использования мультидетекторных систем III поколения.

Самые крупные компоненты РКТ - устройство для непосредственного выполнения томограмм (гентри) и стол для пациентов (рис. 3-55). Внутри гентри расположены рентгеновская трубка, дополнительные фильтры, обеспечивающие заданное качество излучения, система коллиматоров (фиксированных и регулируемых), которые обеспечивают заданную геометрию пучка рентгеновского излучения, и блок детекторов, служащий устройством для регистрации ионизирующего излучения. Гентри содержит отверстие (апертуру) диаметром около 70 см, что обеспечивает максимальный размер области исследования приблизительно 50 см. Такие размеры позволяют исследовать пациентов крупного телосложения и выступают в качестве неофициального отраслевого стандарта для подобных устройств.

Чтобы визуализировать и количественно оценить плотность исследуемых методом КТ структур, используют шкалу ослабления рентгеновского излучения, созданную Хаунсфилдом. Диапазон единиц шкалы соответствует степени ослабления рентгеновского излучения анатомическими структурами организма и составляет в среднем от −1024 до +1024 (в практическом применении эти величины могут несколько различаться в зависимости от аппарата). Средний показатель в шкале Хаунсфилда (его значение равно 0) соответствует плотности воды, отрицательные величины шкалы соответствуют воздуху и жировой ткани, положительные - мягким тканям, костной ткани и более плотному веществу (например, металл).

Настоящим прорывом в области РКТ стало появление в 80-х гг. кольцевых токосъемников со скользящими контактами, что сделало возможным непрерывный сбор данных и появление СКТ. Новая конструкция позволила сократить время получения среза до 1 с. Первые РКТ с непрерывным вращением трубки были представлены в 1987 г. компаниями Siemens (модель SOMATOM PLUS») и Toshiba (модель TCT 900S). Важно отметить, что при работе КТ в спиральном режиме проекции, полученные при одном обороте трубки, относятся к разным срезам тела пациента. Поэтому в рассматриваемом режиме работы РКТ обязательно проведение z -интерполяции, которая состоит в получении проекционных данных, например, на основе информации, зарегистрированной на предыдущем и последующем витках спирали. Дальнейшее развитие РКТ шло по пути увеличения числа срезов, получаемых за один оборот трубки.

В настоящее время практически все разработчики РКТ отдают предпочтение твердотельным сцинтилляционным детекторам из оксисульфида гадолиния.

Различают матричные детекторы, у которых размер элемента каждого ряда имеет одно и то же значение, и адаптивные детекторы, у которых размер элементов уменьшается по направлению к центру детектора. В случаях, когда задаваемая толщина среза больше ширины элемента детектора, происходит интегрирование сигналов от нескольких соседних элементов. Отсюда возникает возможность формирования срезов путем комбинирования сигналов при их электронной обработке.

В настоящее время серийно выпускаются 64-срезовые РКТ, использующие адаптивные детекторы, например SOMATOM SENSATION 64 компании Siemens, и матричные детекторы, например AQUILION 64 компании Toshiba, LIGHT SPEED VCT компании General Electric и Brilliance CT компании Philips.

В 2005 г. компанией Siemens был представлен первый аппарат с двумя источниками рентгеновского излучения - Somatom Definition, открывший новые возможности в исследовании сердечно-сосудистой системы. Поскольку при исследовании сердца (КТ-коронарография) необходимо получать изображения объектов, находящихся в постоянном движении, требуется очень короткий период сканирования. В РКТ SOMATOM SENSATION 64 с минимальной длительностью оборота трубки 0,33 с исследование сердца выполнялось путем синхронизации электрокардиограммы (ЭКГ) и обычного исследования. Однако минимальный промежуток времени, требующийся для регистрации относительно неподвижного среза, равен 173 мс, т. е. приблизительно в 2 раза меньше, чем время оборота трубки. Некоторое время пытались увеличить скорость вращения рентгеновской трубки в гентри РКТ, но к настоящему времени достигнут предел технических возможностей для ее увеличения, так как при обороте трубки за 0,33 с перегрузки составляют 28 g. Чтобы получить временное разрешение менее 100 мс, требуется преодолеть перегрузки, превышающие 75 g. Использование же двух рентгеновских трубок, расположенных под углом 90?, дает временное разрешение, равное ¹ /₄ периода обращения трубки (83 мс при обороте за 0,33 с). Это позволило получать изображения сердца независимо от частоты сокращений. Кроме того, этот аппарат имеет еще одно значительное преимущество: каждая трубка может работать в своем режиме (при различных значениях анодного напряжения и тока). Это позволяет врачу-рентгенологу лучше дифференцировать близко расположенные объекты различной плотности. Особенно это важно при контрастировании сосудов и образований, находящихся рядом с поверхностью кости или металлоконструкции.

Одной из последних разработок компании Toshiba стал 320-срезовый РКТ Aquilion One. Эти томографы, впервые представленные в 2007 г., открыли новое направление в развитии РКТ. Они позволяют не только получать изображения, но и дают возможность наблюдать в режиме реального времени физиологические процессы, происходящие в головном мозге и сердце. Особенность подобной системы - возможность сканирования целого органа (сердце, суставы, головной мозг, легкие и др.) за один оборот рентгеновской трубки, что значительно сокращает время обследования.

Доля РКТ в общем объеме исследований, проводимых методами лучевой диагностики в развитых странах, составляет около 6%. При этом более 40% общей эффективной дозы приходится на метод РКТ - это максимальный показатель по сравнению с остальными методами. В связи с этим в современных РКТ практически всех компаний-производителей предусмотрены специальные режимы уменьшения лучевой нагрузки на пациента, один из которых - режим модуляции анодного тока. При этом анодный ток рентгеновской трубки изменяется в процессе оборота излучателя вокруг тела пациента: ток меньше, когда трубка находится над или под исследуемым объектом, и больше, когда она расположена сбоку от него.

СПИСОК РЕКОМЕНДУЕМОЙ ЛИТЕРАТУРЫ

Бару С. Е., Поросев В. В., Хабахпашев А. Г., Шехтман Л. И. Характеристики цифровых детекторов рентгеновского излучения. - Новосибирск: Препринт ИЯФ, 2001. - 20 с.

Беликова Т. П. Системы архивирования и передачи медицинских изображений // Компьютерные технологии в медицине. - 1997. - № 3. - С. 27-32.

Белова И. Б., Китаев В. М. Малодозовая цифровая рентгенография (малодозовая цифровая рентгенографическая установка «Сибирь»). - Орел, 2001. - 160 с.

Бердяков Г. И., Ртищева Г. М., Кокуев А. Н. Особенности построения и применения цифровых рентгенодиагностических аппаратов для исследования легких // Медицинская техника. - 1998. - № 5. - С. 35-40.

Блинов Н. Н. Основы рентгенодиагностической техники: Учебное пособие. - М.: Медицина, 2002. - 392 с.

Блинов Н. Н., Варшавский Ю. В., Зеликман М. И. и др. Сравнительный анализ дозовых нагрузок на пациентов при проведении кардиоваскулярных исследований с использованием компьютерных томографов и ангиографических комплексов // Радиология - практика. - 2009. - № 3. - С. 30-40.

Блинов Н. Н., Зеликман М. И. Рентгенодиагностическая аппаратура после 2000 года: максимум информативности при минимуме дозовых нагрузок // Медицинская радиология и радиационная безопасность. - 1999. - № 1. - С. 6-8.

Вейп Ю. А., Мазуров А. И., Ребони В. О. Проблемы технического оснащения флюорографической службы // Медицинская техника. - 2003. - № 5. - С. 12-15.

Владимиров Л. В., Кантер Б. М. Анализ дозовых нагрузок на пациента и персонал при работе на флюорографе с УРИ «ФСЦ-У-01» // Медицинская техника. - 2002. - № 3. - С. 18-21.

Горелик Ф. Г., Козловский Э. Б. Новые типы мультиформатных камер // Медицинская техника. - 1999. - № 2. - С. 44-46.

Гуржиев А. Н., Третьякова Т. Ю. Передвижные рентгеновские кабинеты ЗАО «Рентгенпром» // Медицинский алфавит. - 2004. - № 4. - С. 8-9.

Евфимьевcкий Л. В., Зеликман М. И. Цифpовое архивирование и обработка результатов профилактических исследований грудной клетки // Пульмонология. - 1999. - № 4. - C. 18-20.

Евфимьевский Л. В., Зеликман М. И., Садиков П. В. Опыт использования формализованного протокола для описания цифровых флюорограмм // Медицинская техника. - 2003. - № 5. - С. 42-45.

Зеликман М. И. Цифровые приемники для рентгенодиагностических аппаратов // Радиология - практика. - 2001. - № 1. - С. 30-34.

Зеликман М. И. Цифровые системы в медицинской рентгенодиагностике. - М.: Медицина, 2007. - 208 с.

Зеликман М. И., Евфимьевский Л. В. Анализ эффективности алгоритмов повышения информативности рентгеновских изображений при цифровой флюорографии // Медицинская техника. - 2001. - № 3. - С. 35-40.

Календер В. Компьютерная томография. Основы, техника, качество изображений и области клинического использования. - М.: Техносфера, 2006. - 344 с.

Кантер Б. М. Методы и средства малодозовой цифровой флюорографии // Медицинская техника. - 1999. - № 5. - С. 10-13.

Линденбратен Л. Д., Наумов Л. Б. Медицинская рентгенология: Учебник для вузов. - М.: Медицина, 1984. - 384 с.

Мишкинис А. Б., Смелик Г. И., Чикирдин Э. Г. Аппарат для цифровой флюорографии «Ренекс-Флюоро» // Медицинская техника. - 1998. - № 6. - С. 14-16.

Основы рентгенодиагностической техники: Учебное пособие / Под ред. Н. Н. Блинова. - М.: Медицина, 2002. - 392 с.

Рентгеновские диагностические аппараты: В 2 т. / Под ред. Н. Н. Блинова, Б. И. Леонова. - М.: ВНИИМТ, НПО «Экран», 2001.

Gerndt E. K. E., Knapp B. A., Shipsey I. P. J., Geltenbort P. Properties of a Moscow Glass Gas Microstrip Chamber // Nuclear Instruments and Methods in Physics Research. - 1997. - N 388. - P. 42-54.

Lee D. L., Cheung L. K., Jeromin L. S. et al. Radiographic imaging characteristics of a direct conversion detector using selenium and thin film transistor array // Procidings SPIE: Medical Imaging: Physics of Medical Imaging. - 1997. - Vol. 3032. - P. 88-96.

Schaefer-Prokop C. M., Prokop M. Storage phosphor radiography // Eur. Radiology. - 1997. - Vol. 7. - Suppl. 3. - P. 58-65.

Te Brake G. M., Karssemeijer N., Hendriks J. H. C. L. Computer-Aided Detection of Masses in Digital Mammograms // Medical Imaging International. - 2000. - Vol. 10. - N 2. - P. 4-9.

Toet D. J. A new vascular imaging system: The Integris Allura // Medica Mundi. - 2001. - Vol. 45. - N 1. - P. 2-9.

Физические основы радионуклидной диагностики

Радионуклидная диагностика - исследование органов и систем организма человека с использованием соединений, меченных радионуклидами. В качестве таких соединений применяют разрешенные для введения человеку с диагностической целью радиофармацевтические препараты (РФП) - химические соединения, в молекуле которых содержится определенный радионуклид. В клинической практике применяют следующие виды радионуклидных исследований:

Исследование структурно-топографического состояния органов и тканей (т. е. их визуализация) преследует цель выявить патологический процесс и оценить степень его распространенности, что позволяет осуществлять дифференциальную диагностику заболеваний, правильно выбирать план лечения, корректировать и оценивать его эффективность. При оценке функционального состояния органов и физиологических систем основная цель - объективная количественная оценка клинически скрытых нарушений исследуемой функции, а также определение функциональных сдвигов в ходе наблюдения за больным в динамике. Это позволяет не только правильно выбирать, корректировать и оценивать лечение, но и определять его побочные действия, прогнозировать течение заболевания.

Современную радионуклидную визуализацию органов осуществляют методами радиометрии, сцинтиграфии, однофотонной эмиссионной компьютерной томографии (ОФЭКТ) и ПЭТ.

В зависимости от способа и типа регистрации излучений всю ядерномедицинскую аппаратуру делят на группы:

В зависимости от особенностей физических механизмов генерации и регистрации излучения можно выделить два типа радионуклидной диагностики - эмиссионную и трансмиссионную.

Примеры эмиссионной радионуклидной диагностики - диагностика с помощью гамма-камеры, ОФЭКТ и ПЭТ.

Что касается трансмиссионной радионуклидной диагностики, то в качестве примера можно привести метод двухфотонной абсорбциометрии с источником гамма-излучения ¹⁵³ Gd, где по различию поглощения гаммаквантов со средней энергией 100 кэВ и характеристического излучения с энергией 42 кэВ in vivo определяют радиационную плотность костной ткани (диагностика остеопороза).

При радионуклидной диагностике in vivo измерения, оценивающие распределение РФП в организме человека, основаны на следующих принципах.

В последние годы в клинической практике все шире применяются методы однофотонной и двухфотонной эмиссионной томографии - ОФЭКТ и ПЭТ.

Однофотонная эмиссионная радионуклидная томография

Основной прибор в радионуклидной диагностике - гамма-камера с позиционно-чувствительным детектором гамма-излучения. Принцип действия гамма-камеры заключается в следующем. Из тела пациента гаммакванты от РФП через коллиматор попадают на детектор. Параметры коллиматора выбираются так, чтобы обеспечить попадание гамма-излучения из каждого элементарного объема источника на соответствующий довольно малый элемент чувствительной поверхности детектора (рис. 3-56).

В качестве детектора радиоактивных излучений в гамма-камере применяют сцинтилляционный кристалл (обычно йодид натрия) больших размеров - диаметром до 50 см. Это обеспечивает регистрацию излучения одномоментно над всей исследуемой частью тела. Исходящие из органа гамма-кванты вызывают в кристалле световые вспышки. Эти вспышки регистрируются несколькими фотоэлектронными умножителями, которые равномерно расположены над поверхностью кристалла. Электрические импульсы фотоэлектронного умножителя через усилитель и дискриминатор передаются в блок анализатора, который формирует сигнал на экране дисплея. При этом координаты светящейся на экране точки соответствуют координатам световой вспышки в сцинтилляторе и, следовательно, расположению радионуклида в органе. Одновременно с помощью электроники анализируется момент возникновения каждой сцинтилляции, что дает возможность определить время прохождения радионуклида по органу.

Важнейшая составная часть гамма-камеры - специализированный компьютер, который позволяет производить компьютерную обработку изображения: выделять на нем заслуживающие внимания поля, так называемые зоны интереса, и проводить в них различные процедуры (измерение радиоактивности, общей и локальной; определение размеров органа или его частей; изучение скорости прохождения РФП в этом поле). С помощью компьютера можно улучшить качество изображения, выделить на нем интересующие детали, например питающие сосуды.

Основная характеристика коллиматора и детектора в целом - чувствительность к точечному источнику гамма-излучения. В однодетекторной системе функция чувствительности к точечному источнику, измеренная в некоей плоскости, хорошо описывается функцией Гаусса. Используют также показатели чувствительности к линейному, плоскому и объемному источникам, которые определяются соответствующим интегрированием.

Пространственное разрешение детектора наиболее часто оценивают по ширине пика функции чувствительности на половине его высоты. Однако такой параметр дает лишь информацию о минимально различимом расстоянии между двумя точечными или линейными источниками соответственно.

Наиболее важное свойство систем гамма-топографии - способность передавать без искажений информацию обо всем характере пространственного распределения радионуклида в объекте. Это свойство оценивают с помощью функции передачи модуляции, которая выражается отношением глубины пространственной модуляции изображения к глубине модуляции активности источника.

Действующий ГОСТ Р МЭК 60789-99 устанавливает перечень характеристик и методов испытаний, проводимых при приемке и контроле гаммакамер. Кроме чувствительности, пространственного разрешения используют и другие тестовые характеристики: неравномерность чувствительности, линейность функции отклика, размер поля зрения, быстродействие, пространственную нелинейность.

Среди радионуклидных методов различают методы радионуклидной сцинтиграфии, радиографию, клиническую и лабораторную радиометрию.

Сцинтиграфия - получение изображения органов и тканей пациента посредством регистрации на гамма-камере излучения, испускаемого инкорпорированным радионуклидом. Физиологическая сущность сцинтиграфии состоит в органотропности РФП, т. е. способности препарата избирательно аккумулироваться в определенном органе (накапливаться, выделяться или проходить по нему в виде компактного радиоактивного болюса).

При анализе сцинтиграмм широко применяют математические методы, системный анализ, моделирование физиологических и патологических процессов. Естественно, все полученные данные не только отображаются на дисплее, но также могут переноситься на магнитные носители, передаваться по компьютерным сетям. Заключительным этапом сцинтиграфии обычно выступает создание копии изображения на бумаге (с помощью принтера) или пленке (посредством фотокамеры).

В принципе, каждая сцинтиграмма в той или иной степени характеризует функцию органа, так как РФП накапливается (и выделяется) преимущественно в нормальных и активно функционирующих клетках, поэтому сцинтиграмма - функционально-анатомическое изображение. В этом уникальность радионуклидных изображений, отличающая их от изображений, получаемых при рентгенологическом и ультразвуковом исследовании, МРТ. Отсюда вытекает и основное назначение сцинтиграфии: исследуемый орган обязательно должен быть хотя бы в ограниченной степени функционально активным. В противном случае сцинтиграфическое изображение не получится.

Сцинтиграфию широко применяют практически во всех разделах клинической медицины: терапии, хирургии, онкологии, кардиологии, эндокринологии и других областях, - там, где необходимо «функциональное изображение». В том случае, когда делают один снимок, исследование называют статической сцинтиграфией. Если же задача радионуклидного исследования состоит в оценке функций органа, выполняют серию сцинтиграмм с различными переменными интервалами, которые могут измеряться в минутах или секундах. Такую серийную сцинтиграфию называют динамической. Проанализировав на компьютере полученную серию сцинтиграмм, выбрав в качестве «зоны интереса» весь орган или его часть, можно получить на дисплее изображение, показывающее прохождение РФП через этот орган. Такие кривые, построенные на основании результатов компьютерного анализа серии сцинтиграмм, именуют гистограммами. Они предназначены для изучения функции органа (или его части). Важное достоинство гистограмм - возможность обрабатывать их на компьютере: сглаживать, выделять отдельные составляющие части, суммировать и вычитать.

При анализе сцинтиграмм, в основном статических, наряду с топографией органа, его размерами и формой определяют степень однородности его изображения. Участки с повышенным накоплением РФП называют горячими очагами или горячими узлами. Обычно им соответствуют чересчур активно функционирующие участки органа - воспалительно измененные ткани, некоторые виды опухолей, зоны гиперплазии. Если же на сцинтиграмме выявляют область пониженного накопления РФП, то речь идет о каком-то объемном образовании, заместившем нормально функционирующую паренхиму органа, - о так называемых холодных узлах. Они наблюдаются при кистах, метастазах, очаговом склерозе, некоторых опухолях.

Синтезированы РФП, избирательно накапливающиеся в опухолевой ткани, - туморотропные РФП, которые включаются преимущественно в клетки, обладающие высокой митотической и метаболической активностью. Вследствие повышенной концентрации РФП опухоль вырисовывается на сцинтиграмме в виде горячего очага. Такую методику исследования называют позитивной сцинтиграфией. Подробно получение и использование РФП описано в разделе «Радиофармпрепараты».

Сцинтиграфия с мечеными моноклональными антителами носит название иммуносцинтиграфии.

Разновидностью сцинтиграфии выступает бинуклидное исследование, т. е. получение двух сцинтиграфических изображений с использованием одновременно вводимых РФП. Такое исследование проводят, например, для более отчетливого выделения мелких паращитовидных желез на фоне более массивной ткани щитовидной железы. С этой целью одновременно вводят два РФП, один из которых (²⁰¹ Т1-хлорид) накапливается в обоих органах, другой (^99m Тс-пертехнетат) - только в щитовидной железе. Затем с помощью дискриминатора и компьютера из первого (суммарного) изображения вычитают второе, т. е. выполняют процедуру субтракции, в результате чего получают итоговое изолированное изображение паращитовидных желез.

Существует особый тип гамма-камер, предназначенный для визуализации всего тела пациента. При этом датчик камеры перемещается над обследуемым пациентом (или, наоборот, пациент перемещается под датчиком). Полученная при этом сцинтиграмма содержит информацию о распределении РФП во всем теле больного. Таким путем получают, например, изображение всего скелета, выявляя при этом скрытые метастазы.

Для исследования сократительной функции сердца применяют гаммакамеры, снабженные специальным устройством - триггером, который под управлением электрокардиографа включает сцинтилляционный детектор камеры в строго заданных фазах сердечного цикла - в систолу и диастолу. В результате этого после компьютерного анализа полученной информации на экране дисплея появляются два изображения сердца - систолическое и диастолическое. Совместив их на дисплее, можно изучить сократительную функцию сердца.

Планарные однодетекторные гамма-камеры уступили свое место установкам ОФЭКТ, отличающимся новыми функциональными возможностями. ОФЭКТ наряду с работой в обычном режиме планарной сцинтиграфии позволяют также получать послойные изображения распределений РФП в параллельных друг другу плоскостях. С целью визуализации соседствующих друг с другом поперечных срезов тела пациента конструкция штатива делается подвижной, при этом обеспечивается вращение детекторной головки гамма-камеры по замкнутой траектории вокруг продольной оси тела пациента, лежащего на специальном консольном ложе.

В основе принципа действия ОФЭКТ лежит компьютерная реконструкция трехмерного распределения РФП по набору его двухмерных проекций. Каждая проекция представляет собой обычное плоское изображение, полученное при определенном угловом положении блока детектирования по траектории его перемещения вокруг тела пациента. Данные для каждой проекции детектора в течение некоторого интервала времени накапливаются в памяти компьютера, после чего блок детектирования поворачивается в следующее угловое положение и происходит накопление проекционных данных для следующей проекции. Программное обеспечение однодетекторного томографа позволяет за один оборот детектора на 360? получить полный набор проекционных данных; в двухдетекторных томографах такие данные получают при вращении на 180?; в трехдетекторных - при вращении на 120?. Сочетание возможностей двухдетекторной статической и динамической сцинтиграфии с возможностью проведения трехмерной и даже четырехмерной визуализации (получение серии трехмерных изображений во времени) делает однофотонные томографы универсальным и широко применяемым прибором при радионуклидной диагностике.

В большинство современных радионуклидных лабораторий практически все исследования проводятся при помощи ОФЭКТ, так как это позволяет на 30-40% повысить пространственную разрешающую способность изображений по сравнению с гамма-камерой. При необходимости на этой же аппаратуре можно проводить плоскостные сцинтиграфические исследования, например исследование всего тела, скелета или других органов.

В последние годы планарные гамма-камеры не выпускаются и повсеместно заменяются на ОФЭКТ.

ОФЭКТ позволяют получать изображения практически всех органов. Наибольшее количество исследований приходится на диагностику заболеваний сердечно-сосудистой системы, на выявление различных онкологических процессов, заболеваний головного мозга, печени, почек и костной системы.

В кардиологии наиболее значимы радионуклидные исследования жизнеспособности миокарда при решении вопроса об ангиопластике, о проведении аортокоронарного шунтирования или консервативного лечения. В широкой практической кардиологии методами перфузионной ОФЭКТ миокарда выявляют нарушения скрытой преходящей ишемии миокарда с нагрузочными пробами, что позволяет выявлять ранние микроциркуляторные нарушения миокарда при отсутствии других клинико-инструментальных данных, даже если при коронароангиографии или КТ не выявлено изменений в коронарных сосудах.

Синхронизированные исследования с ЭКГ на современных ОФЭКТ дают возможность одновременно с оценкой кровообращения миокарда неинвазивно оценивать и состояние регионарной сократительной функции сердца. За последнее время в мировой практике появился ряд новых диагностических РФП для оценки метаболических, рецепторных, симпатических и парасимпатических иннерваций миокарда. С помощью ОФЭКТ исследуют состояние кровотока головного мозга, печени, почек и других органов.

В неврологии широко используют методы диагностики инсультов, болезни Альцгеймера, эпилепсии, деменции и других заболеваний на ранних этапах развития, оценивают состояние допаминовых и других рецепторов.

В онкологии ОФЭКТ позволяет диагностировать многие новообразования и метастатические поражения. С помощью методов ОФЭКТ проводится диагностика кист, опухолей, гемангиом, костной патологии. Важное значение приобрело использование ОФЭКТ в эндокринологии, гастроэнтерологии, урологии, нефрологии и других дисциплинах.

В последние годы ОФЭКТ стали выполнять совместно с КТ, что позволило значительно улучшить качество радионуклидных исследований благодаря уточнению пространственной оценки распределения и включения РФП в определенные опухоли и более точной топографической привязке этих опухолей.

В течение последних 20 лет в России гамма-камеры не разрабатывались и не выпускались. Отделения радионуклидной диагностики медицинских учреждений России в основном оснащены устаревшей аппаратурой 15-20-летней давности, не обеспечивающей современного уровня диагностики. Поддержание в рабочем состоянии техники, отработавшей свой ресурс, требует существенных затрат, что подчас невозможно, и вследствие чего закрываются отделения.

Переоснастить отечественную радионуклидную диагностику импортной аппаратурой за короткое время практически невозможно ввиду ее дороговизны (например, стоимость гамма-томографа в зависимости от комплектации составляет около 1 млн долларов США). Кроме того, покупка импортных установок неизбежно приводит к жесткой экономической зависимости от фирменного обслуживания, в том числе ремонта, сервиса и обеспечения расходными материалами.

В 2006 г. ФГУП «НИИ электрофизической аппаратуры им. Д. В. Ефремова» (НИИЭФА им. Д. В. Ефремова) был выпущен опытный образец отечественного двухдетекторного гамма-томографа «ЭФАТОМ», предназначенного для сцинтиграфических исследований в режиме ОФЭКТ, сканирования всего тела и всех типов планарных исследований (рис. 3-57). По своим техническим характеристикам гамма-томограф «ЭФАТОМ» не уступает лучшим зарубежным образцам.

Преобразование аналоговых сигналов в цифровом блоке детектирования томографа «ЭФАТОМ» производится на выходе из каждого фотоэлектронного умножителя, последующую обработку выполняет цифровой процессор. Благодаря системе инфракрасных датчиков удается обнаруживать объекты вблизи поверхности детектора в пределах 5-10 мм.

Штатив обеспечивает крепление до двух блоков детектирования и их перемещение по радиальным и угловым координатам. Управление позиционированием детекторов осуществляется с пульта или при помощи компьютера. Ложе обеспечивает фиксацию пациента в положении лежа и его перемещение в вертикальной и горизонтальной плоскостях. Возможно ручное и компьютерное управление. Диапазон скорости горизонтального сканирования 2-200 см/мин. Допустимые параметры позволяют обследовать пациента с массой тела до 160 кг и ростом до 2 м.

Программное обеспечение разработано для сбора информации с цифровых блоков детектирования, для первичной обработки, накопления и сохранения информации в виде кадровой последовательности изображений, для управления гантри и ложем пациента в процессе томографического исследования и сканирования «все тело». Имеется специализированная база данных и программное обеспечение, включающее набор клинических программ диагностических исследований. Разработаны программы обработки исследований в кардиологии, нефрологии, остеологии и исследований головного мозга.

Стоимость одного отечественного аппарата почти в 2 раза меньше стоимости западного аналога; стоимость обслуживания и ремонта значительно меньше по сравнению с импортным оборудованием. Можно модифицировать оборудование и программное обеспечение в зависимости от требований пользователей.

В табл. 3-10 приведены сравнительные характеристики базовых моделей томографических двухдетекторных гамма-камер.

Радиометры

Помимо визуализирующей аппаратуры в современной ядерной медицине используют значительно более дешевые клинические радиометры различного назначения. Из них наиболее широко применяются автоматизированные радиометрические установки для радиоиммунологического анализа, установки для радиометрии проб крови, особенно для определения объема циркулирующей крови. В эту группу входят установки для измерения активности фасовок РФП (так называемые дозкалибраторы), без наличия и сертификации которых органы Госсанэпиднадзора не разрешают клиническую работу подразделений радионуклидной диагностики.

В России имеется единственный метрологически обеспеченный радиометр, рекомендованный к применению в медицинских учреждениях, - «РИГ-04П», выпускаемый АОЗТ «СНИИП-РАДМЕД». Этот радиометр предназначен для того, чтобы измерять активность РФП, вводимого пациенту. Измеряемый РФП может находиться в шприце, пенициллиновом или генераторном флаконе. Дозкалибратор позволяет проводить сложные радиодиагностические исследования отдельными приборами с использованием всех их функций (рис. 3-58).

Импортная аппаратура аналогичного назначения отличается не только качественными рабочими характеристиками, но и чрезмерно высокой стоимостью. При оснащении такой аппаратурой российский пользователь испытывает серьезные финансовые затруднения, обусловленные необходимостью прибегать к дорогостоящему сервисному обслуживанию и закупать только фирменные расходуемые материалы.

В последние годы ведущие мировые онкологические клиники широко используют установки для интраоперационной радиометрии на основе игловидных зондов с малоразмерными ППД. При перитуморальном (т. е. в ткани около опухоли) введении ^99m Тс-наноколлоида у больных с меланомой кожи и раком молочной железы подобные установки позволяют оценить распространенность опухолевого процесса путем выявления так называемых сторожевых лимфатических узлов. По результатам измерений решают вопрос о необходимости хирургического удаления пораженных опухолевым процессом лимфатических узлов или их прицельной пункционной биопсии.

В современной медицинской практике используют систему обнаружения гамма-излучения - устройство для обнаружения и измерения интенсивности гамма-излучения при предварительном введении в организм больного РФП Neo2000 (Neoprobe, Великобритания). Эту систему применяют для интраоперационного выявления радиоактивности в различных органах и тканях организма, при этом воздействие на них РФП необходимо контролировать.

В радионуклидной диагностике для визуализации «сторожевых» лимфатических узлов применяют гамма-детектирующее устройство «Радикал» (ООО НТЦ «Амплитуда»), зарегистрированное как изделие медицинской техники в России. Биопсия этих лимфатических узлов - объективная диагностика распространения злокачественного процесса.

Радионуклидная диагностика in vitro

К радионуклидной диагностике относят также и метод радиоиммунных исследований in vitro , без введения радиоактивных препаратов в организм. С помощью радиоиммунного анализа определяют концентрацию биологически активных соединений (гормоны, ферменты, лекарственные препараты и др.) в биологических жидкостях организма. Радиоиммунный анализ проводят при помощи наборов меченых органических соединений (антигены, антитела, гормоны и др.). В качестве радиоактивной метки чаще всего используют ¹²⁵ I. Его ядерно-физические характеристики удобны для осуществления исследований, а химические свойства йода подходят для проведения реакций синтеза меченых соединений.

Радионуклидная диагностика in vitro состоит в конкурентном связывании стабильного вещества (эндогенный лиганд) в пробе крови, концентрацию которого следует определить, и известного количества того же вещества, но только помеченного радионуклидом (меченый лиганд), с известным количеством связывающего агента (биндер). Для выполнения такого анализа выпускают стандартные наборы реагентов, каждый из которых предназначен для определения концентрации какого-либо одного конкретного вещества. В радиоиммунологическом методе в качестве связывающего агента используют антитела, в методе радиоконкурентного связывания - связывающие белки плазмы крови, в радиорецепторном методе - природные клеточные рецепторы. Специфически воспринимающие рецепторы биндера вступают во взаимодействие как с исследуемым веществом (например, с гормоном), так и с его меченым аналогом, введенным в кровь. Между обоими веществами возникает конкуренция за рецепторы, т. е. за «посадочные места» на молекулах биндера. Чем больше исходное содержание эндогенного лиганда в пробе крови, тем меньше молекул его радиоактивного аналога захвачено биндером.

После инкубации смеси (от нескольких минут до нескольких суток - в зависимости от специфичности исследуемого антигена) наступает состояние динамического равновесия процессов фиксации и удаления конкурирующих лигандов с рецепторов биндера. Далее различными методами (сорбенты, центрифугирование, хроматография и др.) разделяются фракции «свободной» и «связанной радиоактивности». Последний этап - радиометрия связанной активности и сопоставление ее результатов с эталонной кривой, полученной в результате анализа со стандартным содержанием исследуемого вещества из набора реагентов.

Радиометрию проводят в специальном счетчике с автоматической сменой образцов, обеспечивающем обработку большого количества проб (100-200). В качестве датчика используют колодезный счетчик для радиометрии ¹²⁵ I или жидкостный сцинтилляционный счетчик (при радиометрии трития).

При выборе радиопрепаратов для радионуклидной диагностики in vitro кроме соответствия основным требованиям, предъявляемым к используемым радионуклидам, они должны обладать дополнительными свойствами:

Лабораторные радионуклидные методы, в частности радиоиммунный анализ, довольно широко используются в практической ядерной медицине. Так, в странах Западной Европы доля таких методик в общей структуре радиодиагностических исследований достигает 10-12%.

К преимуществам радиоиммунного анализа относят:

Для проведения радиоиммунного анализа необходимы так называемые наборы реагентов для радиоиммунологического анализа (РИА-наборы). На территории бывшего СССР наборы производились лишь на опытном заводе при Институте биоорганической химии БССР в г. Минске. В настоящий момент в России не производится этот вид продукции и все необходимые диагностические наборы закупают во Франции, Чехии, Белоруссии, Финляндии и США. Поставку наборов для проведения радиоиммунологического анализа в Россию выполняют специализированные торговые организации (ГУП В/О «Изотоп», ООО НТЦ «Нуклон», ООО НПФ «Нуклид-Транс»).

На сегодняшний день остаются актуальными с практической точки зрения следующие лабораторные методы ядерной медицины:

Позитронно-эмиссионная томография

Огромный скачок в диагностике многих заболеваний произошел после внедрения в клиническую практику методов ПЭТ. Данный радиодиагностический метод основан на использовании препаратов, меченных ультракороткоживущими позитронизлучающими радионуклидами. Особенности физической регистрации позитронов заставили разработать и специализированный томограф - ПЭТ-сканер. Метод основан на регистрации пары гамма-квантов, возникающих при аннигиляции позитронов. В основе метода лежит возможность ПЭТ-сканера отслеживать распределение в организме биологически активных соединений, меченных позитронизлучающими радионуклидами.

ПЭТ, основы которой заложены в середине 1970-х гг., в настоящее время выступает одним из самых информативных диагностических методов, применяемых в ядерной медицине.

Позитронно-эмиссионная томография - метод определения концентраций соединений, меченных позитронными эмиттерами, в изучаемых исследователем биологических тканях. Неоспоримое преимущество ПЭТ заключается в ее уникальной чувствительности, примерно на два порядка большей, чем у ОФЭКТ. Присутствие среди позитронных эмиттеров радионуклидов основных элементов-органогенов (углерод, азот, кислород) позволяет использовать меченные этими радионуклидами разнообразные биологически активные соединения, содержащиеся в нормально функционирующем живом организме. ПЭТ - метод, который позволяет клиницисту выявлять и количественно оценивать наблюдаемые патологические отклонения с дисфункцией биохимических и/или физиологических параметров и, таким образом, открывает новые возможности его применения в клинической практике.

Вводимый больному РФП избирательно накапливается в опухолевой ткани (мишень). При распаде радионуклида (в составе РФП), имеющего избыточное число протонов, излучаются позитроны. При прохождении позитрона в биологических тканях и его столкновении с электроном происходит аннигиляция и возникают два гамма-кванта с энергией 511 кэВ, разлетающихся в противоположных направлениях (рис. 3-59).

Эти фотоны регистрируются парой противоположно расположенных детекторов в кольцевой сборке ПЭТ. При этом совпадения от рассеянных фотонов (В) и случайные совпадения вычитаются из числа истинных совпадений (рис. 3-60). Множество линий разлета фотонов (истинные линии совпадений) от источника, находящегося в поле обзора ПЭТ-сканера, записывается в синограмму. Получаемые затем интегральные проекции объекта в разных направлениях реконструируются в томографическое изображение мишени.

РФП для ПЭТ - вещества, участвующие в различных метаболических процессах. В таких соединениях стабильные нуклиды замещаются на соответствующий радионуклид. Особенность РФП для ПЭТ заключается также в условиях их синтеза - в использовании так называемых ультракороткоживущих радионуклидов и работе с минимальным количеством препарата.

Потенциал ПЭТ в значительной степени определяется арсеналом доступных РФП. Именно выбор подходящего РФП позволяет изучать с помощью ПЭТ такие разные процессы, как метаболизм, транспорт веществ, лигандрецепторные взаимодействия, экспрессия генов и др. Использование РФП, относящихся к различным классам биологически активных соединений, делает ПЭТ довольно универсальным инструментом современной медицины. Поэтому разработка и новых РФП, и эффективных методов синтеза уже зарекомендовавших себя РФП в настоящее время становится основным этапом в развитии метода ПЭТ.

На сегодняшний день в ПЭТ в основном применяются позитронизлучающие радионуклиды элементов второго периода Периодической системы: ¹¹ C (Т_½ = 20,4 мин), ¹³ N (Т_½ = 9,96 мин), ¹⁵ O (Т_½ = 2,03 мин) и ¹⁸ F (Т_½ = 109,8 мин). ¹⁸ F обладает оптимальными для использования в ПЭТ характеристиками: наибольшим периодом полураспада и наименьшей энергией излучения. С одной стороны, относительно небольшой период полураспада ¹⁸ F позволяет получать ПЭТ-изображения высокой контрастности при низкой дозовой нагрузке на пациентов. Низкая энергия позитронного излучения обеспечивает высокое пространственное разрешение ПЭТ-изображений. С другой стороны, период полураспада ¹⁸ F достаточно велик, чтобы обеспечить возможность транспортировки РФП на основе ¹⁸ F из централизованного места производства в клиники и институты, имеющие ПЭТ-сканеры (так называемая концепция сателлитов), а также расширить временные границы ПЭТ-исследований и синтеза РФП.

Применение ПЭТ приобрело важное значение при ряде заболеваний, в первую очередь в кардиологии, онкологии и неврологии.

У пациентов с ишемической болезнью сердца оценка перфузии и метаболизма миокарда позволяет определять тактику лечения, особенно у больных в ранних стадиях заболевания до развития коронарного атеросклероза. Определяют показания к проведению баллонной ангиопластики со стентированием и к аортокоронарному шунтированию. Препарат [¹⁸ F] флюоро2-дезокси-О-глюкозы (¹⁸ F-ФДГ) [меченая фтордезоксиглюкоза] обладает способностью накапливаться в нестабильных атеросклеротических бляшках с воспалительным компонентом. Такие бляшки наиболее опасны ввиду весьма частого развития тромбоза и, как следствие этого, инфаркта миокарда или инсульта.

Важное значение приобрело применение ПЭТ у больных с заболеваниями нервной системы. Благодаря широкому спектру доступных РФП при ПЭТ возможна оценка различных нарушений. Использование препарата ¹⁸ F-ФДГ позволяет визуализировать нестабильные бляшки в сосудах мозга, что служит прогностическим фактором развития инсульта, особенно у больных с артериальной гипертензией. Аналогичным образом можно оценивать метаболизм головного мозга у пациентов с уже развившимся инсультом. Уникальная способность ПЭТ - визуализация различных метаболических процессов в центральной нервной системе (ЦНС) при болезни Альцгеймера и других видах деменции, болезни Паркинсона, эпилепсии и др.

Еще одна важная область применения ПЭТ - ранняя диагностика онкологических заболеваний. Особенность многих опухолевых процессов - в их повышенной метаболической активности, что позволяет их визуализировать при ПЭТ с ¹⁸ F-ФДГ. Более того, в силу высокой чувствительности ПЭТ возможна диагностика ранних стадий заболевания до начала клинических проявлений. Количественная характеристика опухолевого метаболизма позволяет оценивать эффективность проводимой терапии.

Большое значение приобретают радиометки с ¹¹ C, ¹³ N и ¹⁵ O, служащие изотопами большинства биогенных элементов. Это позволяет использовать их как индикаторы практически всех биохимических процессов в живом организме.

Важное достоинство ПЭТ в том, что одно-единственное исследование позволяет за 40-60 мин выявить очаги опухолевого процесса в печени, ткани головного мозга, легких, в различных отделах скелета, лимфатических узлах. В некоторых случаях применение ПЭТ способно исключить необходимость применения всех других диагностических методов.

Будучи одним из наиболее информативных, точных и чувствительных методов обнаружения патологических изменений в организме, ПЭТ определяет сегодня научный и практический уровень клинической медицины.

Для наработки основных ультракороткоживущих радионуклидов, применяемых в ПЭТ, чаще всего используют специализированные малогабаритные циклотроны или радионуклидные генераторы. Из-за короткого времени жизни радионуклидов циклотрон, а также установки для синтеза соответствующих РФП должны находиться в непосредственной близости от ПЭТ. Исключение составляют РФП с ¹⁸ F. Его относительно большой период полураспада (110 мин) позволяет поставлять меченные им соединения в виде уже приготовленных РФП в клиники, не имеющие своего производства позитронных эмиттеров и РФП. Ежедневно один специализированный циклотрон может обеспечивать работу до 10 ПЭТ, расположенных на доступном расстоянии.

Кроме перечисленных выше четырех ультракороткоживущих радионуклидов для ПЭТ применяют и другие позитронные эмиттеры, для производства которых могут использоваться ускорители заряженных частиц (⁵⁵ Co, ⁶⁴ Cu, ⁷⁵ Br, ⁷⁶ Br, ⁸⁶ Y, ⁸⁹ Zr, ¹²⁴ I и др.) или ядерные реакторы (⁶² Cu). В ПЭТ находят применение и радионуклидные генераторы, служащие вторичными источниками позитронизлучающих радионуклидов (⁶² Cu, ⁶² Zn, ⁶⁸ Ga, ⁸² Rb, ¹¹⁰ In и др.).

Применение в ПЭТ других позитронных эмиттеров обусловлено разными причинами. Некоторые могут с успехом заменить ультракороткоживущие радионуклиды при сравнительной дешевизне и простоте обращения. Другие, например ⁶⁸ Ga, ¹¹⁰ In, выступают радионуклидными аналогами широко используемых в ОФЭКТ радионуклидов: ⁶⁷ Ga, ¹¹¹ In, которые уже несколько десятилетий применяются для визуализации самых разнообразных систем и процессов в организме. Их использование целесообразно не только потому, что оно может проводиться на хорошо разработанной методической основе, оно также дает возможность сравнивать данные, полученные двумя независимыми методами. Использование в ПЭТ таких позитронных эмиттеров, как ⁷⁶ Br и ¹²⁴ I, в силу их медленного радиоактивного распада дает возможность визуализации таких процессов в организме, которые протекают сравнительно медленно.

ПЭТ непрерывно совершенствуется. Появляются новые РФП, протоколы клинических исследований и сами томографы. В последние годы все крупные зарубежные производители медицинского диагностического оборудования, стремясь сделать метод ПЭТ доступным для клиник разного уровня, предлагают ПЭТ-сканеры с различными характеристиками и качеством получаемых изображений. К ним относятся томографы с конструкцией детекторов в виде сплошного и незамкнутого кольца, а также ПЭТ-сканеры, совмещенные с КТ. Такие аппараты позволяют за одно исследование получать функциональные (ПЭТ) и структурно-анатомические (КТ) данные.

Сканеры для совмещенной ПЭТ и КТ - новые технологии визуализации, базирующиеся на двух основных системах лучевой диагностики. ПЭТ используют для диагностики нормальных или патологических процессов на молекулярном уровне с помощью короткоживущих изотопов. КТ используют уже более 30 лет для неинвазивной диагностики, однако отсутствие функциональной информации при КТ ограничивает ее чувствительность и возможность диагностики различных злокачественных процессов. Также и МРТ, введенная в клиническую медицину более 20 лет назад, не решает диагностических проблем, которые можно решить с помощью ПЭТ. В клинической практике задача заключается в сравнении изображений ПЭТ с КТ и МРТ. Идеальное совмещение изображений требует совместной регистрации данных. Это требование в настоящее время не может быть выполнено, потому что не отработан протокол, корректирующий различия между эмиссионными и трансмиссионными сканами. Существуют определенные ограничения, связанные с движением внутренних органов, дыханием. В настоящее время метод ПЭТ/КТ находится в начальной стадии развития. Однако нет сомнений, что он окажется успешным в клинической практике.

Постоянное совершенствование аппаратного и программного обеспечения ПЭТ позволило существенно снизить лучевую нагрузку на пациента и одновременно увеличить информативность исследований.

За более чем 20-летний период существования метод успешно прошел стадию экспериментальных исследований, продемонстрировал свои широкие диагностические возможности и в последние годы активно внедряется в клиническую практику.

Клиническое значение ПЭТ заключается в том, что этот метод позволяет:

При этом практически на порядок снижается дозовая нагрузка на пациента при исследованиях.

Поскольку для большинства позитронизлучающих радионуклидов характерны периоды полураспада (единицы, десятки минут), госпитальнодислоцированные ПЭТ-центры должны быть оснащены довольно сложным оборудованием:

В последние 10-15 лет современные госпитали в мире стали активно оснащаться ПЭТ-центрами (рис. 3-61). На возникшем и быстро расширяющемся рынке оборудования для ПЭТ-центров стали работать такие известные мировые фирмы, как «Дженерал электрик» (США), CTI (США) и IBA (Бельгия), которые разработали и выпускают циклотроны специально для ПЭТ-центров. Компании «Сименс» (Германия), «Дженерал электрик» (США), «Филипс» (Германия) наладили выпуск различных ПЭТ-сканеров (томографы) для ПЭТ-исследований. Необходимо отметить, что если до начала третьего тысячелетия эти фирмы выпускали ПЭТ-сканеры только для ПЭТ-исследований, то с 2005 г. фирмы перешли на производство комбинированных ПЭТ/КТ, где совмещены ПЭТ и компьютерные спиральные мультисрезовые рентгеновские томографы. Несмотря на более высокую стоимость такого оборудования (около 3,5-4,5 млн долларов США), в связи с заметно улучшившимся качеством диагностики при их использовании спрос на эти приборы повысился.

К 2005 г. в мире работало около 300 полных ПЭТ-центров и ежегодно открывалось свыше 15 новых ПЭТ-центров. Под термином «полный ПЭТцентр» подразумевают медицинский комплекс, в состав которого входит специализированный циклотрон для производства ультракороткоживущих радионуклидов, радиохимическая лаборатория для синтеза РФП и один или несколько ПЭТ. В настоящее время в США и других странах получила развитие и другая система организации ПЭТ-исследований. В этом случае один полный ПЭТ-центр снабжает мечеными соединениями близко расположенные к нему другие медицинские учреждения, имеющие только ПЭТ. При такой организации резко увеличилось количество как медицинских учреждений, проводящих ПЭТ-исследования, так и эксплуатируемых ПЭТ.

По оценкам специалистов, использование самой современной высокой технологии в ядерной медицине - метода ПЭТ - требует организации полных ПЭТ-центров из расчета один центр на 1 млн населения. В составе оборудования такого центра обычно предусматривается циклотрон с энергией 16-18 МэВ по протонам, причем зачастую эта машина может ускорять и дейтроны до энергии 8-9 МэВ. ПЭТ-центр оснащен, как правило, обычно 2-3 ПЭТ-сканерами, в том числе и мини-ПЭТ, имеет хорошо оснащенную для ведения разнообразных исследований лабораторию для синтеза и анализа РФП. Стоимость оборудования такого центра может составлять 9-15 млн долларов США.

Сателлитные ПЭТ-центры создаются при небольших клинических учреждениях и имеют в своем составе только 1-2 ПЭТ-сканера, в которые препараты привозят (например, из близлежащего ПЭТ-центра с собственным ускорителем) и где широко могут использоваться генераторные ПЭТпрепараты.

Препараты для сети ПЭТ-центров создаются на базе довольно мощного ускорителя с энергией протонов 10-20 МэВ. Такие фабрики имеют хорошо оснащенные лаборатории для синтеза препаратов, анализа готовой продукции, точной расфасовки. Фабрика должна обладать способностью обеспечивать препаратами (преимущественно на основе ¹⁸ F) несколько десятков ПЭТсканеров, находящихся в радиусе до нескольких десятков километров от нее.

В конце 1990-х гг. в США был разработан специальный линейный ускоритель протонов на энергию частиц 7 МэВ для использования в ПЭТцентрах. Малые габариты и масса такого ускорителя позволили разместить его в автомобиле (трак) и создать мобильный ускоритель, на котором можно нарабатывать радионуклиды для ПЭТ-исследований. Это позволяет создавать самостоятельные мобильные ПЭТ-комплексы, в которых есть весь необходимый набор оборудования для обеспечения ПЭТ-диагностики в небольших населенных пунктах.

В России работы по созданию оборудования для отечественных ПЭТцентров были начаты в 1990 г. в Институте технической и экспериментальной физики (ИТЭФ; Москва) и Российском научном центре «Курчатовский институт» (Москва). К настоящему времени наибольшее развитие эти работы получили в ИТЭФ, ООО «Научно-производственная фирма ПОЗИТОМПРО» (Москва) и НИИ электрофизической аппаратуры им. Д. В. Ефремова (НИИЭФА; Санкт-Петербург) при активном участии таких медицинских учреждений, как Центральный научно-исследовательский рентгенорадиологический институт (ЦНИРРИ; Санкт-Петербург), Научный центр сердечнососудистой хирургии им. А. Н. Бакулева (Москва) и Российский кардиологический научно-производственный комплекс им. А. Л. Мясникова (Москва).

В состав необходимого технологического оборудования ПЭТ-центра входят:

В НПЦ «ЛУЦ» НИИЭФА разработан, изготовлен и в 2005 г. успешно запущен специальный ускоритель СС-18 для крупных исследовательских и клинических ПЭТ-центров (циклотрон с вертикальным магнитом) на энергию протонов 18 МэВ и дейтронов 9 МэВ. Второй экземпляр такого циклотрона изготовлен, смонтирован и в 2006 г. введен в эксплуатацию в ЦНИРРИ (Санкт-Петербург). В табл. 3-11 приведены основные характеристики отечественных циклотронов СС-18/9 и СС-12.

НПЦ «ЛУЦ» НИИЭФА при участии ООО НПФ «ПОЗИТОМ-ПРО» разработал и запустил в производство более дешевый и простой циклотрон СС-12 на энергию протонов 12 МэВ для клинических ПЭТ-центров.

В ПЭТ-центре ЦНИРРИ разработаны и уже много лет успешно эксплуатируются отечественные стационарно размещаемые газовые и жидкостные мишени для наработки ¹¹ C, ¹⁸ F и ¹³ N.

ИТЭФ (НПФ «ПОЗИТОМ-ПРО») совместно с ЦНИРРИ ведет разработку многопозиционной, полностью автоматизированной мишенной системы для отечественных циклотронов. Ими уже разработана и отлажена технология синтеза препаратов натрия бутират ¹¹ С, ¹³ N-аммоний, ¹⁸ F-ФДГ. Проведены клинические испытания этих препаратов, подготовлены и утверждены фармакологические статьи, получено разрешение Фармкомитета на их клиническое применение.

В ИТЭФ (НПФ «ПОЗИТОМ-ПРО») при участии ЦНИРРИ и в Научном центре сердечно-сосудистой хирургии им. А. Н. Бакулева разработаны и изготовлены блоки автоматизированной радиохимии для синтеза радиофармпрепаратов натрия бутират ¹¹ С, ¹⁸ F-ФДГ и ¹¹ С-метионин, которые эксплуатируется в ЦНИРРИ и Научном центре сердечно-сосудистой хирургии им. А. Н. Бакулева. С использованием препаратов, получаемых на этих блоках, прошли диагностику около 2000 пациентов.

Поскольку стоимость ПЭТ-центра с собственным ускорителем довольно высока, внедрение в клинику этого весьма перспективного метода идет не теми темпами, которых он заслуживает. Один из возможных способов решения этой экономической проблемы - использование генераторных позитронизлучающих нуклидов, когда можно обойтись без специального ускорителя и радиохимической лаборатории в госпитале. К числу таких генераторов, которые могли бы доставляться в клиники и широко использоваться в рутинной диагностике, относятся ⁸² Rb, ⁶⁸ Ga, ¹²² I, ⁶² Cu и др. Технология производства многих таких генераторов в России уже разработана.

Так, в 2005 г. ИТЭФ (НПФ «ПОЗИТОМ-ПРО») разработана, изготовлена и подготовлена для клинических испытаний генераторная система ⁸² Sr-⁸² Rb для кардиологических исследований методом ПЭТ. Такие системы широко используются в США, начинается их внедрение в клиническую практику и в Европе. В России в Институте ядерных исследований (г. Троицк) уже несколько лет работает производство по наработке ⁸² Sr для колонок генераторов, поставляемых в США.

Другой перспективный генератор для ПЭТ-исследований - генераторная система ⁶⁸ Ge-⁶⁸ Ga для синтеза и получения препаратов на основе ⁶⁸ Ga. Работы по созданию такой генераторной системы на базе генератора, выпускаемого ЗАО «Циклотрон» (г. Обнинск), ведутся в ИБФ и ИТЭФ.

Радиофармпрепараты

Современное развитие ядерной медицины зависит от разработки новых радиофармпрепаратов, высокоспецифичных для различных клеточных систем или патологических процессов и позволяющих оценивать их состояние на клеточном уровне. Одно из перспективных направлений - создание меченых пептидных препаратов, антител и многих химических соединений, участвующих в обменных процессах органов. На выбор того или иного РФП для решения конкретной клинико-диагностической задачи оказывает влияние ряд факторов: клиническая целевая функция исследования; отсутствие токсичности (химической и радиационной); характер транспорта РФП в организме; устойчивость радиоактивной метки; простота приготовления препарата и его использования; стоимость и доступность в условиях конкретной клиники и др. Таким образом, оптимальным признан тот РФП, который позволяет получить максимум диагностической информации при минимальных дозах внутреннего облучения больных и доступной стоимости.

Все применяемые в радионуклидной диагностике РФП обладают различными свойствами. В зависимости от физических основ диагностики выделяют следующие:

Используются следующие виды РФП:

ВЫБОР РАДИОНУКЛИДОВ ДЛЯ ДИАГНОСТИКИ IN VIVO

Основные требования, предъявляемые к выбору оптимального радионуклида.

К гамма-топографии с мечеными моноклональными антителами (так называемая радиоиммуносцинтиграфия) предъявляется особое требование: необходимо, чтобы корпускулярное излучение радионуклида-метки не оказывало радиотоксического воздействия на биологические характеристики, главным образом на иммунореактивность собственно самих моноклональных антител.

В табл. 3-12 приведены основные характеристики радионуклидов, использующихся в централизованно поставляемых радиофармпрепаратах (уже готовых для введения в организм пациента). В табл. 3-13 приведена подобная информация для генераторных радионуклидных систем, позволяющих готовить РФП непосредственно в подразделениях радионуклидной диагностики.

Условные обозначения: э. з. - захват орбитального электрона; E - энергия спектра излучения; Е_max - максимальная энергия спектра бета-излучения; n - количество испускаемых бета-частиц и фотонов на 1 акт распада; ПС - планарная сцинтиграфия; линии гамма-квантов, характеристическое излучение и бета-распады с выходом n <10% в таблице не указаны; β^- - распад радионуклида с испусканием электронов; β⁺ - распад радионуклида с испусканием позитронов; и. п. - испускание γ-кванта путем изомерного перехода.

^99mТс - основной радионуклид в клинической практике - занимает уникальное положение благодаря удачному сочетанию ряда достоинств.

Радионуклидный генератор ⁹⁹ Мо-^99m Тс (рис. 3-62) - стальной цилиндрический контейнер со съемной крышкой, в середине которой находится стеклянная или пластмассовая колонка, окруженная свинцовой защитой от гамма-излучения. Внутри колонки содержится сорбент (оксид алюминия или силикагель), на котором прочно адсорбирован материнский радионуклид ⁹⁹ Мо. При промывании колонки физиологическим раствором (элюентом) происходит обмен ионами Сl^- и ^99m ТсO₄ ^- , который дает на выходе элюат ^99m Тс в виде пертехнетата натрия Na⁺ (^99m TcO₄ ) ^- . Для элюирования на иглу входного канала помещают флакон с элюентом, а на иглу выходного канала - вакуумированный пустой флакон, куда всасывается элюат под избыточным давлением из колонки, промываемой поступающим элюентом. Через 10-12 ч в генераторе снова накапливается ^99m Тс, и тогда можно снова повторять процесс элюирования (так называемая дойка генератора ― на радиологическом жаргоне).

Около 80% всех in vivo диагностических процедур в ядерной медицине при сцинтиграфии и ОФЭКТ связано с использованием ^99m Тс как метки многих РФП. В настоящее время в Российской Федерации для обеспечения потребностей клиник в подобных препаратах используется комбинированный подход. Производитель поставляет в клинику так называемый сорбционный генератор ^99m Тс, а также наборы реагентов к нему. Добавляя к этим реагентам пертехнетат натрия с ^99m Тс, получаемый из генератора, приготавливают радиофармпрепарат для исследования конкретного органа. К очевидным достоинствам такой комбинированной поставки относится возможность приготовления препаратов по мере необходимости, а также довольно длительный срок хранения наборов реагентов.

При использовании генераторов следует учитывать, во-первых, что в течение срока эксплуатации генератора объемная радиоактивность пертехнетата натрия с ^99m Tc, элюируемым из генератора, падает, причем значительно. Такое изменение сильно влияет на качество радиофармпрепаратов, получаемых с помощью набора реагентов. Во-вторых, каждый пользователь вынужден наладить в отделении ядерной медицины систему контроля за качеством препаратов, приготовляемых с использованием ^99m Tc. Фактически в настоящее время такая работа по контролю качества осуществляется только в немногих российских клиниках. По мере ужесточения требований к контролю качества медицинской помощи затраты клиник на работу с генераторами ^99m Tc существенно возрастут. В-третьих, даже в крупных городах велико число небольших отделений радионуклидной диагностики. В таких отделениях возможности генератора не используются полностью, что вызывает неоправданные расходы.

Современные подходы к организации поставок препаратов с ^99m Tc? предполагают, что клиника заказывает такой препарат у производителя и радиоактивные препараты в городских условиях поставляются в течение 1,0-1,5 ч. В этом случае используют так называемые централизованные экстракционные генераторы ^99m Tc. Подобная схема сложнее для производителя, однако удобнее и выгоднее для клиник.

Использование РФП требует оснащения отделений радионуклидной диагностики соответствующей техникой, в первую очередь эмиссионными и особенно позитронными томографами.

На основе приведенных материалов можно отметить основные задачи развития отечественной ядерной медицины:

Таким образом, к основным задачам развития отечественной ядерной медицины можно отнести модернизацию и переоснащение действующих отделений радионуклидной диагностики современным оборудованием; организацию производства отечественной аппаратуры для радионуклидной диагностики; организацию специализированных производств радионуклидов и радиофармпрепаратов; создание центров ядерной медицины, включая ПЭТ-центры, в ведущих клиниках страны.

СПИСОК РЕКОМЕНДУЕМОЙ ЛИТЕРАТУРЫ

Костылев В. А., Наркевич Б. Я. Медицинская физика. - М.: Медицина, 2008.

Радионуклидная диагностика / Под ред. Ф. М. Лясса. - М.: Медицина, 1983.

Труфанов Г. Е. и др. Совмещенная позитронно-эмиссионная и компьютерная томография (ПЭТ-КТ) в онкологии. - СПб.: ЭЛБИ-СПб., 2005.

Среди всех средств медицинской интроскопии, или, иными словами, средств визуализации внутренних органов и структур, ультразвуковые диагностические приборы занимают особое место. Это объясняется рядом следующих достоинств ультразвукового метода исследований.

Известны ограничения и недостатки ультразвуковой диагностики:

Принципы получения ультразвуковых изображений

ОСОБЕННОСТИ ПРОХОЖДЕНИЯ УЛЬТРАЗВУКОВЫХ ВОЛН ЧЕРЕЗ БИОЛОГИЧЕСКИЕ ТКАНИ

Основные закономерности, характеризующие распространение ультразвуковых волн в различных средах (жидкой, газообразной и твердой), имеют тот же характер, что и для обычных звуковых волн. Частотная граница 20 кГц, разделяющая два вида волн: ультразвук (выше 20 кГц) и обычный звук, - весьма условна и выбрана потому, что определяет верхний частотный предел слышимых человеком звуковых колебаний. Поэтому оба типа волн имеют общее название - акустические волны, а иногда их называют звуковыми волнами.

Звуковые волны, с помощью которых мы общаемся друг с другом, получаем информацию, слушая радиоприемник, или наслаждаемся живой музыкой, распространяются в воздушной среде.

Ультразвуковые волны, которые применяются для медицинской диагностики, распространяются в биологических тканях. Мягкие биологические ткани подобны жидким упругим средам. В организме человека имеются и другие виды тканей: костные образования и конкременты (например, камни в почках), которые относятся к твердым средам. Кроме того, отдельные органы содержат газовые образования - это легкие, желудок, кишечник и др. Ультразвуковые волны, излучаемые датчиком ультразвукового прибора, в процессе распространения могут проходить через перечисленные виды тканей и, следовательно, через различные среды: жидкую, твердую и газообразную. Общее условие, определяющее возможность распространения в них ультразвуковых волн, - наличие такого свойства, как упругость. Как известно, упругая среда податлива по отношению к внешнему воздействию: например, она может сжиматься или расширяться, однако возвращается к исходному состоянию после того, как прекращается действие внешней силы.

Ультразвуковые (акустические) волны - механические колебания частиц в упругой среде, распространяющиеся в этой среде с определенной скоростью. В ультразвуковой диагностике используют продольные акустические волны, называемые так потому, что направление их распространения совпадает с направлением периодического перемещения частиц упругой среды относительно их равновесного состояния, что характерно для волнового процесса. На рис. 3-63 условно изображены такого рода волны, возбуждаемые колебаниями пластины (вправо-влево), которые передаются частицам в упругой среде, также в результате колеблющимся вправо и влево. Возникающие при этом продольные волны и вместе с ними энергия механических колебаний распространяются вправо со скоростью звука С . Колебания пластины в приведенном примере аналогичны колебаниям активной поверхности датчика, используемого в ультразвуковом приборе. В результате периодического смещения частиц возникают зоны сжатия (повышенное давление) и зоны разрежения (пониженное давление).

В твердых биологических тканях, например в кости, могут распространяться и поперечные волны, у которых направление распространения перпендикулярно перемещению частиц. Поперечные волны возникают на поверхности воды: если в нее бросить камень, то волны радиально расходятся из центра броска, а частицы воды колеблются вверх-вниз, т. е. перпендикулярно движению волн. Поперечные волны в костных тканях в диагностике практически не используются и не учитываются при построении ультразвукового изображения. Исключение составляют ультразвуковые системы, применяемые для диагностики остеопороза.

В ультразвуковых приборах используют как гармонические (непрерывные) (рис. 3-64, а), так и кратковременные, или импульсные, колебания (рис. 3-65, а).

Важной характеристикой колебаний служит их частотный спектр, который определяет распределение амплитуд колебаний в зависимости от частоты. Чем больше длительность сигнала, тем меньше ширина его спектра частот. Простое гармоническое колебание характеризуется всего одной частотой f, т. е. его спектр представляет собой одну линию (рис. 3-64, б).

Для импульсного сигнала, в отличие от гармонического, характерно наличие частотного спектра определенной ширины, его можно представить как совокупность многих гармонических колебаний (гармоник) с различными частотами. На рис. 3-65, а показан импульсный сигнал, который представлен как сумма очень многих гармонических составляющих с разными частотами (на рисунке отражена только часть этих гармонических колебаний). Изображая амплитуды гармонических составляющих в виде вертикальных отрезков оси частот f, получим спектр частот G (f). Форма спектра отображает относительные уровни каждой из гармонических составляющих (см. рис. 3-65, б).

Очень короткий импульс называют широкополосным, так как ему соответствует широкая полоса частот, а длинный импульс, наоборот, узкополосным.

Центральная частота f ₀ - основная частота спектра. При симметричном спектре она находится посередине огибающей спектра, и именно она указывается в качестве характерной частоты ультразвукового датчика, применяемого в диагностической системе.

ФИЗИЧЕСКИЕ ХАРАКТЕРИСТИКИ БИОЛОГИЧЕСКИХ СРЕД

В ультразвуковой диагностике колебания рабочей поверхности ультразвукового датчика, контактирующей с телом пациента, передаются биологическим тканям, и в результате частицы среды также начинают колебаться относительно своего равновесного состояния, вызывая смещение соседних частиц, расположенных от датчика дальше. Движение волны характеризуется скоростью С , определяемой как скорость перемещения в пространстве какой-либо характерной точки волны, например максимума давления. Скорости ультразвука в мягких тканях мало различаются между собой и в среднем близки к величине 1540 м/c.

В ультразвуковых системах, как правило, используют эхолокационный принцип получения информации об органах и структурах, при котором датчиком сначала излучаются акустические сигналы, и этот же датчик принимает сигналы, отраженные от неоднородностей биологической среды. На основе этих сигналов строится акустическое изображение. Отраженные сигналы, которые принимаются датчиком, называют эхо-сигналами.

Отражение - основное физическое явление, на основе которого получают информацию о тканях. При этом используются те отраженные волны, которые принимаются датчиком, т. е. распространяющиеся в сторону, противоположную движению волн, излученных датчиком первоначально.

Информация, получаемая с помощью отраженных волн, зависит от физических явлений, сопровождающих распространение ультразвука в биологических тканях. В числе таких явлений необходимо назвать следующие.

Поглощение, рассеяние и отражение ультразвуковых волн в биологических тканях выступают причинами затухания, которое характеризует уменьшение энергии ультразвуковых волн при распространении.

К основным параметрам, которые влияют на перечисленные физические явления и на сложный процесс получения акустической диагностической информации, относят скорость звука в среде и ее плотность. Произведение скорости звука и плотности называют акустическим сопротивлением среды (иногда используют термин «акустический импеданс», хотя эта характеристика учитывает другие, более тонкие различия сред). Именно различием акустического сопротивления биологических сред обусловлена акустическая неоднородность биологических тканей, что существенным образом влияет на формирование акустического изображения.

Неоднородности в мягких тканях имеют сложную форму и различные размеры, причем ориентация их границ носит случайный характер. Чаще всего размеры неоднородностей сравнимы с длиной волны ультразвука или меньше ее, поэтому ультразвуковые изображения в основном формируются волнами, рассеянными на относительно мелких структурах.

Несмотря на всю сложность процессов, сопровождающих распространение ультразвуковых волн, на основе обработки и анализа эхо-сигналов можно сформировать акустическое изображение и получить важную диагностическую информацию, которая содержится в амплитудах (яркости) отдельных фрагментов изображения, во взаимном их расположении на двухмерной картине, а также в качественных и количественных характеристиках движения структур.

СКОРОСТЬ УЛЬТРАЗВУКА В БИОЛОГИЧЕСКИХ СРЕДАХ, ПЛОТНОСТЬ И АКУСТИЧЕСКОЕ СОПРОТИВЛЕНИЕ

Ни у одного вида биологической ткани скорость звука (ультразвука) практически не зависит от частоты (или длины волны).

В табл. 3-14 приведены характеристики скорости звука для ряда биологических тканей человека. Для сравнения даны значения скорости звука в воздухе при нормальных условиях и в дистиллированной воде при температуре 20 ?С.

Разброс значений скорости звука в тканях одного вида объясняется многими причинами, в частности состоянием пациента, индивидуальными особенностями организма, возрастом, различием температур при проведении измерений и др.

На основе данных табл. 3-14 можно выделить три класса тканей:

Средняя скорость распространения звука в мягких тканях составляет 1540 м/с, незначительно отличаясь от скорости звука в воде. При построении акустического изображения допускают, что скорости звука в мягких тканях и жидких средах организма одинаковы и равны средней величине 1540 м/с. Такое допущение позволяет с определенной точностью рассчитать глубину расположения неоднородности по времени прихода отраженного от нее сигнала.

Как уже было сказано, важнейшей характеристикой биологической среды выступает акустическое сопротивление Z , которое определяется как произведение плотности среды ρ и скорости звука С в ней:

Z = ρ ? С.

В табл. 3-14 приведены значения плотности различных сред относительно воды, т. е. величины, равные ρ_с /ρ_в (ρ_с - плотность среды; ρ_в - плотность дистиллированной воды). В последнем столбце таблицы даны значения акустических сопротивлений различных сред, также приведенные к акустическому сопротивлению воды: указаны величины, равные Z _c / Z _в (Z_с = ρ_с ? С_с - акустическое сопротивление среды; Z_в = ρ_в ? C_в - акустическое сопротивление дистиллированной воды). Различие акустических сопротивлений определяет характер отражения на границе сред.

ОСОБЕННОСТИ ОТРАЖЕНИЯ УЛЬТРАЗВУКОВЫХ ВОЛН

Отражение и преломление ультразвуковых волн подчиняются общим закономерностям, характеризующим любые волновые процессы (рис. 3-66).

При перпендикулярном движении волны по отношению к границе сред с различными свойствами волна, прошедшая через границу, не изменяет направления и отличается от падающей волны меньшим уровнем мощности. Уменьшение мощности объясняется тем, что часть энергии вместе с отраженной волной переносится в направлении, противоположном падающей волне.

При косом падении волны относительно границы сред отраженная волна распространяется по законам геометрической оптики, в соответствии с которыми угол отражения α_отр. равен углу падения α. Волна, прошедшая границу сред с одинаковыми скоростями звука, не меняет своего направления относительно падающей волны. Если волна проходит границу сред с различающимися скоростями звука, имеет место преломление. В соответствии с законом Снелля, угол падения ультразвуковой волны α и угол преломления β связаны соотношением:

где С ₁ и С ₂ - скорости звука в граничащих средах.

Введем понятие коэффициента отражения по амплитуде К _отр. , определяемого следующим отношением:

где р и р - уровни давления отраженной и падающей ультразвуковой волны соответственно.

При перпендикулярном падении ультразвуковой волны на плоскую границу сред (рис. 3-66, а) коэффициент К _отр. вычисляется с помощью выражения:

где Z ₂ и Z ₁ - акустические сопротивления граничащих сред.

Формула позволяет проиллюстрировать характер формирования отраженных сигналов на границе сред и пояснить особенности и ограничения, свойственные УЗ-исследованиям.

Для мягких тканей и крови различие акустических сопротивлений лежит в пределах ?15% (см. табл. 3-14). Если первая среда имеет относительное сопротивление Z₁ = 0,95, а вторая - Z₂ = 1,05, то К _отр. = 0,05 (или 5%). Это означает, что только малая часть энергии падающей ультразвуковой волны вернется в виде отраженной ультразвуковой волны, а существенно бóльшая часть будет распространяться вглубь тканей, достигая следующих неоднородностей, и опять частично отражаться от них, постепенно затухая.

Если среды меняются местами, т. е. первая имеет Z ₁ = 1,05, а вторая Z ₂ = 0,95, то, как следует из вышеприведенной формулы, результат не изменится: К _отр. = 0,05.

Таким образом, коэффициент отражения зависит только от разности акустических сопротивлений сред и не зависит от того, какая из них находится дальше - среда с большим или меньшим акустическим сопротивлением. Это необходимо усвоить всем специалистам, которые иногда склонны объяснять высокую эхогенность тканей (т. е. высокий уровень отраженных от них сигналов) тем, что глубже расположенные ткани имеют более высокое акустическое сопротивление (или бóльшую плотность), чем ткани, расположенные ближе границы раздела.

В табл. 3-15 в качестве примера приведены значения коэффициента отражения ультразвуковой волны на границе биологических сред, выраженные в процентах. Значения вычислены исходя из предположения, что падающая ультразвуковая волна распространяется перпендикулярно плоской границе сред. Предположение это на практике почти никогда точно не выполняется, но позволяет проиллюстрировать основные закономерности отражения.

Из этой таблицы следует, что для мягких тканей коэффициент отражения по амплитуде не превышает, как правило, 10%, снижаясь иногда до нуля, если соседствующие ткани не различаются по акустическому сопротивлению.

Уровень отражения на границе мягкая ткань-костная ткань в большинстве случаев велик (см. табл. 3-15), вследствие чего отраженная волна может иметь большую мощность, чем волна, прошедшая далее в глубь тканей. Помимо этого костная ткань в силу специфичности своего строения расфокусирует («разваливает») ультразвуковой луч, проходящий через нее. Все это существенно затрудняет возможность наблюдения структур, находящихся за костными тканями. По этой причине трудно получить приемлемое качество двухмерного изображения мозга, осуществляя наблюдение через кости черепа, и только в неонатологии можно получать полноценное двухмерное изображение мозга новорожденных, производя сканирование через родничок.

На границе воздух-мягкие ткани ультразвуковая волна отражается практически полностью, и дальше этой границы получить информацию невозможно. Вследствие практически полного отражения на границе газовых образований и мягких тканей газосодержащие структуры (легкие, желудок, кишечник), а также ткани, находящиеся за этими структурами, с помощью ультразвука исследовать практически невозможно, что серьезно ограничивает возможности ультразвуковой диагностики.

ЗАТУХАНИЕ УЛЬТРАЗВУКА В БИОЛОГИЧЕСКИХ ТКАНЯХ

Затухание ультразвука, т. е. снижение энергии ультразвуковых волн в процессе их распространения в глубь тканей, серьезным образом влияет на акустическое изображение, прежде всего на максимальную глубину, с которой еще можно получать информацию, и на качество изображения.

К основным причинам затухания ультразвуковых волн относят отражение, рассеяние ультразвуковых волн на неоднородностях, а также поглощение ультразвуковых волн. Дополнительное затухание возникает вследствие расходимости ультразвукового луча (увеличение площади сечения луча пропорционально глубине). Затухание из-за расходимости луча обычно по величине гораздо меньше, чем вследствие отражения, рассеяния и поглощения ультразвуковых волн.

В табл. 3-16 приведены величины затухания на частоте 1 МГц. Чтобы получить значения затухания на другой частоте, необходимо умножить приведенные в таблице величины на частоту в МГц.

Обычно определяют суммарное затухание, которое в биологических тканях зависит от частоты, увеличиваясь пропорционально частоте ультразвука. Хотя у тканей имеются различия в величине затухания, можно определить некую среднюю зависимость затухания от частоты для мягких тканей, которая характеризуется всего одной цифрой - 0,7 дБ/(см × МГц).

Затухание имеет частотно-зависимый характер, в результате чего уровень излученного сигнала на глубине уменьшается тем больше, чем выше частота сигнала. В той же мере уменьшается уровень эхо-сигнала, полученного в результате отражения на этой глубине по мере прохождения им того же пути, но уже в обратном направлении - к датчику.

Частотно-зависимый характер затухания в мягких биологических тканях является причиной того, что вид импульсного ультразвукового сигнала изменяется по мере увеличения расстояния, которое он проходит. Это связано с тем, что более высокочастотные составляющие сигнала ослабляются сильнее, чем низкочастотные (рис. 3-67). В результате средняя частота сигнала смещается по мере углубления в сторону более низких частот, а период колебаний и длительность сигнала увеличиваются. Если центральная частота излучаемого сигнала была равна 3,5 МГц, то на глубине 6 см она составит 3,1 МГц, а на глубине 12 см близка к 2,8 МГц.

Костные ткани имеют очень высокий уровень затухания, тем не менее в ряде случаев, например при наблюдении через относительно тонкую височную стенку черепа, можно получать информацию о структурах, расположенных за костной тканью.

Легкие и ткани, находящиеся за ними, по причине очень высокого затухания в легких нельзя исследовать с помощью ультразвука.

Отдельно следует сказать о затухании в жидких средах. Затухание в крови меньше, чем в мягких тканях. В моче и содержимом некоторых видов кист затухание также очень мало. Наблюдение через наполненный мочевой пузырь существенно облегчает получение информации о глубоко расположенных органах и широко используется в гинекологии и урологии.

ПОЛУЧЕНИЕ ДВУХМЕРНОГО АКУСТИЧЕСКОГО ИЗОБРАЖЕНИЯ - B-РЕЖИМ

Из всех возможных способов получения диагностической информации о биологических структурах с помощью ультразвука наибольшее распространение имеет способ получения двухмерного серошкального изображения - B-режим (или 2D-режим).

В общем виде схема получения двухмерного акустического изображения представлена на рис. 3-68. Датчик (в данном случае конвексный) обеспечивает излучение ультразвуковых сигналов в определенных направлениях и прием отраженных эхо-сигналов с этих же направлений. Изменяя направление излучения-приема, датчик осуществляет сканирование, т. е. последовательный «просмотр» обследуемой области. Для того чтобы избежать потерь мощности ультразвуковых сигналов при прохождении через воздух, в котором затухание сигналов резко возрастает, между поверхностью обследуемого объекта (тело пациента) и рабочей поверхностью датчика наносят слой специального геля, хорошо проводящего ультразвук.

В начале каждого цикла сканирования устройство управления сканированием обеспечивает установку луча датчика в положение 1 (см. рис. 3-68). Устройство передачи-приема сигналов формирует короткий передающий электрический импульс, поступающий на датчик, где электрический импульс преобразуется в зондирующий акустический импульс, который излучается в направлении луча 1.

Сразу же по окончании излучения зондирующего импульса датчик вместе с устройством передачи-приема переходит из режима передачи в режим приема сигналов. При этом можно говорить о приемном луче датчика, определяющем пространственную область, в которой датчик имеет максимальную чувствительность при приеме. Луч на передачу и приемный луч совпадают по направлению и близки по форме, но в общем случае не обязательно одинаковы, что определенным образом влияет на акустическое изображение. Если на пути зондирующего импульса, который продолжает свое путешествие в границах передающего луча, встречаются акустические неоднородности (например, обозначенные буквами а и б на рис. 3-68), часть мощности зондирующего импульса в виде эхо-сигналов отражается в различных направлениях, в том числе и в направлении на датчик.

Эхо-сигналы от неоднородностей в пределах границ луча 1 принимаются датчиком, преобразуются в электрические импульсы и после усиления в устройстве передачи-приема поступают в устройство преобразования, обработки и запоминания сигналов. На выходе этого устройства формируются сигналы в виде, позволяющем отображать их на мониторе. Эхосигналы отображаются в виде яркостных отметок на невидимой линии, соответствующей ультразвуковому лучу 1. На рис. 3-68, где показан вид экрана монитора, направления лучей обозначены пунктиром. Информацию в виде яркостных отметок вдоль лучей называют акустическими строками. Яркость отметок на акустических строках тем больше, чем больше амплитуда принятых эхо-сигналов.

Точно так же, как и для луча 1, осуществляется излучение и прием сигналов в следующем зондировании в направлении соседнего луча 2. При этом принимаются эхо-сигналы от неоднородностей, находящихся в границах луча 2. Таким же образом осуществляется зондирование и прием сигналов в лучах 3, 4 и т. д. Оси всех лучей находятся в одной плоскости, которую называют плоскостью сканирования. Все эхо-сигналы, принятые и преобразованные прибо ром, отображаются на экране монитора на акустических строках, каждая из которых соответствует своему лучу. В результате образуется яркостное изображение - отсюда и название «В-режим» (от англ. brightness - яркость). Другое обозначение для B-режима - 2D-режим (от англ. two-dimensional - двухмерный).

Акустическое изображение с довольно высокой точностью воспроизводит геометрические формы внутренних структур. Типичный вид В-эхограммы представлен на рис. 3-69.

А- И М-РЕЖИМЫ

А-режим - простой вид получения и представления информации, при котором не требуется сканирования. Зондирование ном направлении акустического луча, и на экране монитора отображается А-эхограмма в виде амплитудных значений эхо-сигналов от неоднородностей, находящихся на различных глубинах в пределах луча. А-эхограмма и соответствующий А-режим работы получили обозначение от английского слова amplitude - амплитуда. Амплитуды фиксируются на экране как функции времени t или глубины L, что позволяет информировать исследователя не только о глубине расположения структур, но и об уровне эхо-сигналов от них.

Прежде А-режим использовали как дополнительный во всех приборах двухмерного изображения, представляя возможность анализа амплитудной информации в выбранном луче (акустической строке), помимо яркостной информации об эхо-сигналах. Сейчас в большинстве двухмерных сканеров А-режим не используется. Он применяется как самостоятельный в ряде специализированных диагностических приборов, используемых в офтальмологии, при транскраниальных исследованиях головного мозга, а также для обследования носовых и лобных пазух.

В офтальмологии А-режим и специальные высокочастотные датчики с частотой ультразвуковых сигналов 10-20 МГц (а иногда и выше) используются для точной биометрии глазных структур, в частности для измерения толщины роговицы, хрусталика, определения факта отслоения сетчатки и глубины расположения инородных включений в стекловидном теле.

При транскраниальных обследованиях А-режим служит одним из способов получения информации о структурах головного мозга. Прибор с А-режимом для транскраниальных обследований называется эхоэнцефалоскопом (рис. 3-70).

М-режим используют, чтобы регистрировать изменения в пространственном положении подвижных структур во времени. Отсюда и название режима: от англ. motion - движение (иногда ТМ, от англ. time motion - движение во времени). Чаще всего режим применяют, чтобы исследовать движение структур сердца.

В М-режиме зондирование периодически повторяется в одном и том же направлении акустического луча (рис. 3-71). При формировании М-эхограммы в каждом зондировании амплитудная информация об эхо-сигналах с различных глубин отображается в виде отметок различной яркости вдоль вертикальной линии на экране (акустической строки). Следующему зондированию соответствует своя линия, расположенная правее предыдущей, и в процессе перемещения линии с каждым новым зондированием формируется двухмерная М-эхограмма. Положение яркостных отметок по вертикали пропорционально глубине отражающей структуры (например, сердечного клапана). На горизонтальной оси отображаются моменты зондирования (t ₁ , t ₂ ? и т. д.), каждому из которых соответствует новое положение подвижных структур.

При помощи М-эхограммы можно количественно оценивать геометрическое смещение подвижных структур и измерять изменение взаимного положения различных структур, например оценивать просвет в клапанах сердца, размер желудочка и др. (рис. 3-72).

Допплеровские режимы работы ультразвуковых систем

ЭФФЕКТ ДОППЛЕРА И УРАВНЕНИЕ ДОППЛЕРА, ДОППЛЕРОВСКИЙ УГОЛ

В основе допплеровских методов лежит эффект Допплера, который состоит в том, что частота колебаний звуковых волн, излучаемых источником (передатчиком) звука, и частота этих же звуковых волн, принимаемых приемником звука, различаются, если приемник и передатчик движутся друг относительно друга (сближаются или удаляются). Разность частот излучения и приема можно определить при помощи уравнения Допплера. Тот же эффект наблюдается, если в приемник поступают сигналы источника звука после отражения движущимся отражателем. Этот последний случай имеет место при отражении ультразвуковых сигналов от движущихся биологических структур (например, элементов крови).

Применительно к ультразвуковым приборам уравнение Допплера имеет специфический вид, так как в этом случае излучателем выступает датчик прибора, который также принимает эхо-сигналы, отраженные исследуемыми структурами.

Когда излучаемый датчиком сигнал имеет частоту f ₀ , то частота принимаемого сигнала f ₁ не отличается от величины f ₀ , если эхо-сигналы поступают от неподвижных отражателей. Однако если эхо-сигналы поступают от движущихся отражателей, например от эритроцитов крови, то частота f ~1 ~ отличается от f ₀ . Разность между принятой и излученной частотой вычисляют следующим образом:

F_Д = f₁ - f₀ = (2f₀? v ? cos α) : С,

где С - скорость звука; v - скорость кровотока; α - угол между направлением кровотока и осью луча, формируемого датчиком.

Выражение для допплеровского сдвига частоты F _Д получено исходя из предположения, что v << С , т. е. скорость движения биологических структур существенно меньше скорости звука, что всегда выполняется на практике. На основании приведенного соотношения можно рассчитать скорость движения отражателей, поскольку нам известна величина f ₀ , величину С мы полагаем известной (для мягких тканей она равна 1540 м/с); величину угла α можно определить, а допплеровский сдвиг частоты прибор может измерить.

Когда отражатель движется к датчику, допплеровский сдвиг частоты положителен. Если отражатель движется в противоположную от датчика сторону со скоростью отрицательной (− v), то допплеровский сдвиг отрицателен.

Угол α называют допплеровским углом. Величина его влияет на величину измеряемой допплеровской частоты. Если кровоток направлен прямо к датчику, угол α = 0? и cos α = 1. Допплеровская частота в этом случае максимальна. Если ультразвуковой луч перпендикулярен по отношению к направлению кровотока, т. е. α = 90?, то cos α = 0. В этом случае величина допплеровского сдвига частоты равна нулю и скорость кровотока определить невозможно.

Таким образом, допплеровский сдвиг частоты F _Д однозначно связан с величиной оцениваемой скорости движения v при данном значении угла α (рис. 3-73). Величина угла α, собственно говоря, неизвестна, но во многих случаях ее можно вычислить. Например, с помощью обычного ультразвукового сканирования можно определить по В-эхограмме ориентацию сосуда и, следовательно, угол α между направлением кровотока и направлением на допплеровский датчик.

СПЕКТР СКОРОСТЕЙ КРОВОТОКА И СПЕКТР ЧАСТОТ ДОППЛЕРОВСКОГО СДВИГА

При исследовании кровотока допплеровский сигнал состоит из нескольких компонентов, потому что профиль скоростей кровотока в большинстве сосудов довольно сложный (рис. 3-74). Если ширина ультразвукового луча и диаметр контрольного объема велики по сравнению с диаметром просвета сосуда, ультразвуковые сигналы принимаются от отражателей, движущихся с разными скоростями.

Можно изобразить на графике распределение скоростей в определенный момент, откладывая по горизонтальной оси значения скоростей, а по вертикальной оси - уровни эхо-сигналов, соответствующие каждому значению скорости. Чем большее количество элементов крови движется с определенной скоростью, тем больше уровень суммарного эхо-сигнала для этого значения скорости. Приведенное распределение амплитуд эхо-сигналов для различных скоростей называется спектром скоростей. Естественно, вид спектра скоростей меняется в различных фазах сердечного цикла - в систолу он смещается в сторону более высоких значений скоростей (рис. 3-75, а), в диастолу - к более низким значениям (рис. 3-75, б).

Спектр скоростей отображает распределение энергии эхо-сигналов при различных скоростях отражающих элементов, и форма его не совпадает с формой пространственного распределения скоростей в обследуемой области, хотя и зависит от пространственного распределения.

Относительная интенсивность допплеровских сигналов зависит от количества частиц крови, порождающих эти сигналы. Следовательно, яркость сигнала при определенной частоте позволяет вычислить количество частиц крови, которые движутся со скоростью, соответствующей данной допплеровской частоте.

Форма спектра скоростей в значительной мере зависит от характера кровотока в сосуде. На рис. 3-75 изображен вид спектра скоростей для нормальной артерии сравнительно небольшого диаметра с параболическим профилем скоростей в сечении. В сосуде большого диаметра, например в аорте, профиль скоростей отличается от параболического: в средней части сосуда множество эритроцитов движется с одинаковой скоростью (рис. 3-76, а). В этом случае спектр скоростей гораздо уже, чем в предыдущем.

Наличие стеноза в сосуде (рис. 3-76, б) позволяет увеличить максимальную скорость в центре сосуда (в систолической фазе). Кроме того, вследствие большего трения на границах сосуда в зоне стеноза увеличивается количество элементов крови, скорость которых замедляется. В связи с этим спектр скоростей в зоне стеноза шире, чем в нормальном сосуде.

В зоне сильного стеноза (рис. 3-76, в) максимальная скорость кровотока в систолической фазе еще больше увеличивается по сравнению с сосудом в норме. Количество составляющих с малыми скоростями также увеличивается, вследствие чего происходит дальнейшее расширение спектра. Кроме того, в области непосредственно после сужения сосуда, когда он опять начинает расширяться, возникают завихрения кровотока, т. е. нарушение равномерности (ламинарности) кровотока, который из ламинарного становится турбулентным. В спектре скоростей при этом могут появляться составляющие с противоположной (в данном случае отрицательной) скоростью.

Следует подчеркнуть, что спектр скоростей кровотока отображается на экране ультразвукового прибора не в виде амплитудного распределения, как на рис. 3-75, но в виде вертикальной линии, в которой яркость каждой точки пропорциональна амплитуде сигнала на соответствующей скорости (рис. 3-77). После того как произведен спектральный анализ фрагмента сигнала на одном временном интервале и результирующий спектр выведен на экран, анализируется следующий фрагмент. Так создается непрерывное изображение.

На процесс получения данных о скоростях кровотока в области малых скоростей оказывает заметное влияние пульсация стенок сосудов, возникающая в процессе смены систолической и диастолической фазы сердечного цикла. Движения стенок сосудов в процессе их периодического расширения и сужения - дополнительные компоненты скоростей кровотока, и приходится принимать специальные меры, чтобы исключить эти компоненты, используя фильтры, которые не пропускают низкие частоты соответствующего допплеровского сдвига.

Информацию о допплеровском сдвиге частоты и спектре этих частот можно получить и с помощью акустического канала. Рассчитаем, к примеру, в каком диапазоне находится частота допплеровского сдвига, если частота излучаемых ультразвуковых сигналов f ₀ = 5 Мгц, а скорость кровотока меняется в пределах 0,1-3,0 м/с. Пусть угол α равен 60?. Следовательно, cos α = 0,5. Используя вышеприведенное уравнение и полагая скорость звука С =1540 м/с, получим, что F _Д меняется в пределах от 325 Гц до 9,75 кГц.

Эти частоты входят в диапазон частот звука, слышимого человеческим ухом. Полученный допплеровский сигнал может подаваться на акустическую систему, с тем чтобы оператор мог слышать звуковые сигналы. В ряде случаев при наличии практического навыка достаточно просто оценить характер слышимого сигнала, чтобы определить особенности кровотока.

НЕПРЕРЫВНО-ВОЛНОВОЙ ДОППЛЕР

Непрерывно-волновой допплер ( CW - от англ. Сontinuous Wave Doppler) был первым и в ранней стадии развития ультразвуковых допплеровских систем единственным использовавшимся методом допплеровской эхографии. В режиме CW излучаются и принимаются синусоидальные сигналы большой длительности, которые поэтому называются непрерывными.

Для режима CW могут использоваться специальные датчики так называемого карандашного типа (pencil probe), в которых излучение и прием обеспечиваются отдельными ультразвуковыми преобразователями. Излучатель и приемник датчика имеют вид пьезокерамических полудисков, акустически и электрически отделенных друг от друга. Излучатель формирует передающий луч, приемный преобразователь - приемный луч. Оси лучей ориентированы таким образом, чтобы они пересекались на некоторой глубине, в районе которой датчик должен исследовать сосуды. Излучаемые ультразвуковые колебания, распространяющиеся в глубь биологических тканей, сконцентрированы в границах передающего луча (рис. 3-78, а).

Область пересечения передающего и приемного лучей, в которой анализируется допплеровский спектр эхо-сигналов, называют контрольным объемом (sample volume). Датчики карандашного типа используются в допплеровских приборах, в которых отсутствует В-режим, а также могут применяться как дополнительные датчики в ультразвуковых сканерах с В-режимом.

В более совершенных ультразвуковых системах используются многоэлементные дуплексные датчики, работающие в В- и CW-режиме (рис. 3-78, б).

Приемный и передающий лучи в CW-режиме в этих датчиках формируются так же, как и в В-режиме, с той только разницей, что для излучения и приема используются разные элементы ультразвукового преобразователя.

Выше говорилось о том, что пульсация стенок сердца и сосудов отрицательно влияет на наблюдаемый спектр скоростей кровотока. Это влияние проявляется в области малых скоростей кровотока (низкие частоты допплеровского сдвига). Чтобы очистить картину от составляющих, вызванных пульсациями, применяют специальные фильтры пульсаций стенок сосудов (wall filter), которые не пропускают частоты допплеровского сдвига от 0 до некоторой максимальной частоты, равной, например, 80 или 120 Гц и более.

Основные достоинства метода непрерывно-волнового допплера:

Недостатки метода:

ИМПУЛЬСНО-ВОЛНОВОЙ ДОППЛЕР

Основной недостаток метода непрерывно-волнового допплера - отсутствие разрешающей способности по глубине - исключен в импульсноволновом допплере ( PW - от англ. Pulse Wave Doppler). Импульсные, т. е. короткие по времени, сигналы дают возможность выбрать нужные для анализа допплеровские сигналы в конкретно заданной области, для которой устанавливается строб (контрольный объем). Контрольный объем можно установить в любой точке вдоль направления ультразвукового луча.

Для измерения допплеровских сдвигов частоты применяют не просто короткие импульсные сигналы, а периодические их последовательности, или так называемые пачки импульсов. Энергия пачки возрастает с увеличением количества импульсов, а спектр становится более узким. Таким образом, пачка импульсов, с одной стороны, дает возможность сохранить основные достоинства длинного сигнала, позволяющего довольно точно измерять допплеровский сдвиг частоты. С другой стороны, пачка коротких импульсов дает возможность обеспечить ту же разрешающую способность по глубине, что и один короткий импульс.

На рис. 3-79, а показан длинный синусоидальный сигнал, из которого формируют пачку импульсов (рис. 3-79, б), вырезая с помощью стробов короткие сигналы, отстоящие друг от друга на интервал Т . Его называют периодом повторения импульсов. Обратную величину F = 1: Т называют частотой повторения импульсов (PRF - от англ. pulse repetition frequency). Это очень важная характеристика импульсных допплеровских сигналов, о которой еще будет сказано ниже.

При работе в PW-режиме нужно учитывать, что существует ограничение по максимуму допплеровской частоты, которую удается однозначно определить при поступлении допплеровского сигнала с определенной глубины. Речь идет об aliasing-эффекте (алиасинг-эффект). Его возникновение не позволяет однозначно оценить допплеровский спектр.

Пример возникновения aliasing-эффекта при работе в режиме спектрального допплера показан на рис. 3-80. Выведение на дисплей допплеровского спектра кровотока с высокими скоростями влечет за собой появление участков как бы обратно направленного кровотока, при этом составляющие сигнала с высокими скоростями кровотока появляются в нижней части экрана.

Основные достоинства метода импульсно-волнового допплера:

Недостатки метода:

ПРИНЦИПЫ ЦВЕТОВОГО ДОППЛЕРОВСКОГО КАРТИРОВАНИЯ

Цветовое допплеровское картирование (ЦДК или CFM - от англ. Color Flow Mapping) в основе своей строится аналогично серошкальному (чернобелому) изображению, которое получают в обычных ультразвуковых сканерах, не использующих допплеровскую информацию. Принципиальное отличие режима ЦДК в том, что в определенной (выделенной) части серошкального изображения выводится в цвете информация о скорости движения структур в каждом из элементов изображения.

Кровоток в серошкальном В-режиме, как правило, не виден (просвет сосуда темный) из-за недостаточного уровня эхо-сигналов, отраженных от форменных элементов крови. В режиме ЦДК более высокая энергия излучаемых сигналов позволяет наблюдать эти эхо-сигналы.

В каждом элементе изображения (или элементе разрешения), в котором происходит допплеровский сдвиг частоты эхо-сигнала, аппаратура определяет знак этого сдвига (положительный или отрицательный) и среднее значение частоты сдвига.

По измеренному среднему значению допплеровского сдвига частоты можно вычислить среднее значение скорости движения в элементе (точнее, проекцию скорости на ось ультразвукового луча). В соответствии с направлением скорости элемент изображения окрашивается в красные или синие тона. При этом изменения цвета от темно-красного до красного, оранжевого и желтого отображают возрастающую величину среднего значения скорости для прямого кровотока. Для обратного кровотока в зависимости от величины сдвига цвет меняется от темно-фиолетового до светлоголубого, иногда до зелено-голубого и зеленого (рис. 3-81).

Датчики, применяемые для ЦДК, аналогичны датчикам, используемым в сканерах с черно-белым изображением. Их отличие в том, что они могут работать в дуплексном режиме (одновременно в режимах В и ЦДК - рис. 3-82, а) и триплексном режиме (одновременно в режимах В, ЦДК и D - рис. 3-82, б). В силу этого технология их изготовления должна обеспечивать высокую чувствительность при приеме допплеровских сигналов.

Режим ЦДК должен обеспечивать наблюдение двухмерной картины распределения кровотока в области анализа в довольно быстром темпе - с частотой смены кадров не менее 10-15 с^-1 . Это условие, при котором в реальном времени наблюдают фазы сердечного цикла.

Достоинство режима ЦДК по сравнению с режимами спектрального допплера очевидно: имеется возможность в реальном времени наблюдать двухмерную картину кровотока в довольно большой зоне, отображая информацию о средних скоростях (а иногда и о ширине спектра скоростей) в каждом отдельном элементе изображения.

Недостатки режима ЦДК:

МОДИФИКАЦИИ ЦВЕТОВОГО КАРТИРОВАНИЯ: ЭНЕРГЕТИЧЕСКИЙ ДОППЛЕР, ТКАНЕВЫЙ ДОППЛЕР

Энергетическая допплеровская эхография, или энергетический допплер ( PD - от англ. Power Doppler), отличается от режима ЦДК тем, что позволяет отображать двухмерную картину расположения и формы сосудов, выделяя их цветом на фоне обычного изображения в В-режиме. Метод энергетического допплера не дает информации о средней скорости кровотока в отдельных элементах изображения, а регистрирует факт наличия кровотока. Оттенки цвета (как правило, c переходом от темнооранжевого к оранжевому и желтому) несут информацию об интенсивности сигналов, отраженных движущимися элементами крови (рис. 3-83).

Основные достоинства метода:

К недостаткам энергетического допплера следует отнести большую чувствительность к любому движению. Перемещение датчика, сдвиг мягких тканей - все это может привести к возникновению артефактов и исказить изображение.

Тканевый допплер - допплеровская визуализация тканей ( DTI - от англ. Doppler Tissue Imaging; TI - Tissue Imaging или TSI - Tissue Specific Imaging). Метод используют, чтобы регистрировать движение тканей (например, миокарда), отображая на двухмерной картине, как в пространстве распределяются скорости движения отдельных элементов тканей, тем же способом, что при ЦДК. Принципиальное отличие метода состоит в том, что, если при ЦДК с помощью фильтров исключаются эхо-сигналы от движущихся стенок сердца и сосудов, то при допплеровской визуализации тканей, наоборот, исключается информация о кровотоке и регистрируется только движение тканей (рис. 3-84).

Возможность выделять отдельно эхо-сигналы от движущихся стенок сердца и сосудов обусловлена тем, что допплеровский сдвиг частоты у этих сигналов гораздо меньше, чем у эхо-сигналов от кровотока. Указанный малый сдвиг частоты измеряют и в зависимости от его величины определяют скорость перемещения тканевых структур в отдельных элементах изображения. Возможны различные режимы отображения информации о движении тканей: картирование относительной скорости и направления движения тканей; картирование ускорения (изменение во времени скорости); картирование уровня энергии эхо-сигналов от движущихся тканей. Области применения метода включают прежде всего исследования физиологической функции левого желудочка и миокарда.

Ультразвуковые диагностические системы и датчики

КЛАССИФИКАЦИЯ УЛЬТРАЗВУКОВЫХ ПРИБОРОВ

Различными фирмами выпускается большое количество моделей ультразвуковых приборов, и для того чтобы ориентироваться в этом многообразии, полезно ввести определенную классификацию. Естественно, сначала систематизировать приборы по функциональному назначению, а потом по техническому уровню и качеству выполняемых функций.

В зависимости от функциональных возможностей и назначения можно выделить универсальные и специализированные ультразвуковые приборы. Универсальные приборы можно разделить на три основных типа в зависимости от используемых в них режимов работы.

Помимо перечисленных могут использоваться специальные режимы:

В наиболее совершенных моделях, изготавливаемых отдельными фирмами, могут применяться и другие специальные режимы.

К группе cпециализированных ультразвуковых диагностических приборов относятся приборы достаточно ограниченного медицинского применения.

Области медицинского применения в основном определяются типом датчиков, работающих с ультразвуковым прибором, и наличием специализированных режимов работы.

Качество получаемой информации зависит от технического уровня прибора: чем сложнее и совершеннее прибор, тем выше качество диагностической информации. Как правило, по техническому уровню приборы делятся на четыре группы: простые, приборы среднего, высокого и экспертного класса (среди которых иногда выделяют приборы так называемого премиум-класса).

ОСНОВНЫЕ ХАРАКТЕРИСТИКИ УЛЬТРАЗВУКОВЫХ ПРИБОРОВ

Качество изображения и диагностическая информативность ультразвукового прибора зависят от его аппаратурных возможностей и определяются рядом технических характеристик, основные из которых:

Пространственная разрешающая способность (пространственное разрешение) - важнейшая характеристика прибора, так как от нее зависит способность различать малые объекты и структуры, близко расположенные друг к другу. В качестве меры разрешающей способности принято минимальное расстояние между двумя малыми отражающими объектами, при котором, наблюдая изображение на экране, можно их видеть раздельно, т. е. принять решение о наличии двух элементов.

Применительно к ультразвуковым системам, получающим изображение, следует различать продольную разрешающую способность (longitudinal resolution) и поперечную разрешающую способность (lateral resolution).

О продольной разрешающей способности говорят, когда точечные отражатели находятся в одном ультразвуковом луче и различается их взаимное положение вдоль луча. Эхо-сигнал получается в результате отражения зондирующего сигнала и практически повторяет его вид, поэтому продольная разрешающая способность определяется видом зондирующего импульса, прежде всего протяженностью его огибающей во времени.

В табл. 3-17 даны примерные количественные оценки продольной разрешающей способности для современных приборов среднего и высокого класса. Нетрудно заметить, что продольная разрешающая способность обратно пропорциональна частоте датчика.

О поперечной разрешающей способности говорят, когда точечные отражатели располагаются на одной глубине или на линии, перпендикулярной ультразвуковым лучам. Поперечная разрешающая способность определяется расстоянием между лучами и ухудшается с увеличением этого расстояния.

Для того чтобы количественно охарактеризовать поперечную разрешающую способность, ее оценивают на половине максимальной глубины, принятой для данной рабочей частоты датчика. В табл. 3-17 приведены примерные значения поперечной разрешающей способности на половинной максимальной глубине для различных частот датчика. Данные характеризуют приборы выше среднего класса, в приборах экспертного класса может достигаться более высокая поперечная разрешающая способность.

Поперечная разрешающая способность, как правило, хуже продольной и ухудшается с глубиной. Вместе эти две величины характеризуют пространственную разрешающую способность, которая непосредственно связана с таким понятием, как зернистость изображения. Этим понятием часто пользуются специалисты, оценивая в сравнении качество изображения различных приборов.

Чувствительность наряду с разрешающей способностью - важнейшая характеристика, определяющая диагностическую эффективность ультразвукового сканера. Чувствительностью называют способность обнаруживать и наблюдать малые элементы исследуемой структуры на фоне мешающих сигналов (помехи) и собственных шумов системы. Количественно чувствительность определяется величиной минимального по амплитуде полезного эхо-сигнала, который можно выделить на фоне шумов. Особенно важна чувствительность прибора при работе на больших глубинах, где уровень полезных сигналов снижается вследствие затухания в биологических тканях. Поэтому чувствительность определяет максимальную рабочую глубину работы прибора, т. е. глубину, на которой уровень полезных сигналов достаточен для их наблюдения.

Затухание ультразвуковых сигналов в биологической среде в существенной мере увеличивается с частотой. Поэтому максимальная глубина с увеличением частоты датчика уменьшается. В табл. 3-17 приведены значения максимальной глубины для различных частот датчика, соответствующие характеристикам приборов среднего и высокого класса.

Динамический диапазон характеризует способность ультразвуковой системы отображать одновременно малые и большие сигналы, передавая различие в их уровне. Количественно динамический диапазон определяется отношением максимального сигнала к минимальному сигналу, отображаемому системой. Минимальным сигналом считают сигнал, превышающий порог чувствительности, о чем говорилось выше. Максимальный отображаемый сигнал - тот, который еще не «обрезается» сверху, проходя через систему, т. е. наряду с изменением этого сигнала на входе изменяется яркость соответствующей отметки на экране. Естественно, чем больше динамический диапазон системы, тем больше информации о различных структурах можно получить, наблюдая их на экране монитора.

С динамическим диапазоном связано понятие контрастной разрешающей способности, которая определяет способность прибора передавать малые различия в уровне сигналов. Особенно важна эта способность для выявления небольших диагностически значимых изменений в характеристиках биологических тканей. Приборы с высокой контрастной разрешающей способностью имеют изображение с «мягкой» картиной, передающей легкие полутоновые различия яркостных отметок.

Временная разрешающая способность характеризует способность системы воспринимать и отображать с достаточной скоростью изменение характеристик исследуемых биологических структур во времени. Особенно важна эта способность при исследовании сердца и сосудов в динамике. Временная разрешающая способность определяет возможность получать информацию о движущихся структурах в реальном времени. Прежде всего временная разрешающая способность зависит от максимальной частоты кадров прибора в секунду.

УЛЬТРАЗВУКОВЫЕ ПРЕОБРАЗОВАТЕЛИ

Одним из основных узлов любого ультразвукового диагностического прибора служит ультразвуковой преобразователь (ultrasound transducer).

Он входит в состав датчика, и от него в значительной мере зависит качество получаемой информации.

Ультразвуковой преобразователь выполняет следующие функции:

Можно выделить следующие основные типы пьезоэлементов (рис. 3-85).

ТИПЫ ДАТЧИКОВ

Типы датчиков и их названия определяются использованием в них различных ультразвуковых преобразователей и способов сканирования.

Секторные датчики с механическим сканированием (sector mechanical probe) - датчики с одноэлементными или многоэлементными кольцевыми решетками. В секторных механических датчиках (рис. 3-86, а) рабочая поверхность (защитный колпачок) закрывает объем, в котором находится перемещающийся по углу одноэлементный или кольцевой ультразвуковой преобразователь. Объем под колпачком заполнен акустически прозрачной жидкостью для уменьшения потерь при прохождении ультразвуковых сигналов. Датчики с механическим сканированием применяются редко.

Датчики линейного электронного сканирования, или линейные (linear probe), датчики - с многоэлементными линейными решетками. Для линейных датчиков характерна длина апертуры L (рис. 3-86, б), так как именно она определяет ширину прямоугольной зоны обзора. Следует иметь в виду, что ширина зоны обзора в линейном датчике всегда меньше на 20-40% длины апертуры.

Конвексные и микроконвексные датчики (convex probe и microconvex probe) - датчики с конвексными и микроконвексными решетками соответственно. В этих датчиках также используется электронное сканирование, а зона обзора определяется двумя характерными размерами - длиной дуги H (иногда ее хорды), соответствующей выпуклой рабочей части, и угловым размером сектора сканирования α в градусах (рис. 3-86 в, г). Для микроконвексных датчиков характерен радиус кривизны R рабочей поверхности (апертуры), иногда дополнительно дается угол дуги α, определяющий угловой размер сектора обзора.

Фазированные секторные датчики (phased array probe) - с многоэлементными линейными решетками (рис. 3-86, д). Для фазированного секторного датчика указывается угловой размер сектора электронного сканирования в градусах.

Датчики электронно-механические - датчики, в которых конвексная или линейная решетка элементов, аналогичная тем, которые применяются в обычных датчиках, с помощью электрического двигателя перемещается с определенной скоростью, если необходимо получить информацию по третьей координате и работать в трехмерном (3D) режиме.

Датчики с двухмерными решетками (активные матричные решетки - active matrix arrays). Датчики с двухмерными решетками дают возможность обеспечить фокусировку на прием в двух плоскостях: в плоскости сканирования и перпендикулярной ей плоскости. При этом обеспечивается хорошая разрешающая способность во всем диапазоне глубин как в плоскости сканирования, так и в перпендикулярной ей плоскости за счет уменьшения «толщины» луча (рис. 3-87). Преимуществом этих датчиков является возможность трехмерного сканирования в реальном времени.

СПОСОБЫ СКАНИРОВАНИЯ

В режиме B (2D-режим) используют несколько видов сканирования, о которых уже говорилось. Здесь мы рассмотрим более подробно принципы различных видов сканирования.

При перечисленных способах сканирования номенклатура датчиков в современных приборах может быть очень велика, достигая нескольких десятков для одного прибора. Такое их разнообразие связано с различием частот, размеров и формы, что обусловлено стремлением получить оптимальное качество изображения в каждой области применения. В большинстве же практических случаев комбинация нескольких датчиков позволяет в полном объеме проводить исследования в различных областях медицины.

СПИСОК РЕКОМЕНДУЕМОЙ ЛИТЕРАТУРЫ

Осипов Л. В. Ультразвуковые диагностические приборы: Практическое руководство для пользователей. - М.: Видар, 1999. - С. 256.

Осипов Л. В. Ультразвуковые диагностические приборы. Режимы, методы и технологии. - М.: Изомед, 2011. - С. 323.

Применение ультразвука в медицине: Физические основы: Пер. с англ. / Под ред. К. Хилла. - М.: Мир, 2006.

Технические средства медицинской интроскопии / Под ред. Б. И. Леонова. - М.: Медицина, 1989.

Ультразвук: Маленькая энциклопедия. - М.: Советская энциклопедия, 1979.

Физика визуализации изображений в медицине. - Т. 2. - М.: Мир, 1991.

Advances in ultrasound techniques and instrumentation / Ed. P.N.T. Wells. - Edinburgh: L.: Churchill Livingstone, 1993. - P. 192.

Evans D. H. et al. Doppler ultrasound: рhysics, instrumentation, and clinical application. - 1989.

Kremkau F. W. Diagnostic Ultrasound - Physical Principles and Exercises. - New York: Grune & Stratton, 1980.

Kremkau F. W. Doppler ultrasound: principles and instruments. - 2nd ed. - Philadelphia - L.: W. B. Saunders Co, 1995 - P. 373.

Kremkau F. M. Diagnostic ultrasound principles and instruments. - 6th ed. - 2002.

Wells P. N. T., Harris R. A., Halliwell M. The envelope that tissue imposes on achievable ultrasonic imaging // J. Ultrasound Med. - 1992. - Vol. I.

Физика магнитного резонанса

Магнитно-резонансная томография (МРТ) - томографический метод исследования внутренних органов и тканей с использованием физического явления ядерного магнитного резонанса (ЯМР). Метод ЯМР основан на измерении электромагнитного отклика ядер атомов на возбуждение их определенной комбинацией электромагнитных импульсов в постоянном магнитном поле высокой индукции. Перед тем как приступить к описанию конструктивных особенностей аппаратуры для МРТ, рассмотрим физические основы ЯМР.

Как известно, все вещества состоят из атомов, а те, в свою очередь, из ядра и вращающихся вокруг него отрицательно заряженных частиц - электронов. Ядро атома состоит из положительно заряженных частиц (протоны) и частиц, не имеющих заряда (нейтроны). Количество электронов равно количеству протонов (так как атом в целом нейтрален) и порядковому номеру элемента в Периодической системе элементов Менделеева. Сумму числа протонов и числа нейтронов называют массовым числом ядра, которое также указывается в Периодической системе (при обозначении элемента массовое число ядра указывают слева от него, например ¹⁶ O). Помимо основных элементов, представленных в Периодической системе Менделеева, существуют также изотопы - элементы с отличающимся числом нейтронов.

Протоны, электроны и нейтроны обладают спином - собственным моментом импульса, имеющим квантовую природу (собственный момент импульса обеспечивает постоянное вращение частицы вокруг своей оси). Именно спин обусловливает магнитные свойства частицы (собственный магнитный момент частицы - μ). Каждый одиночный электрон, одиночный протон и одиночный нейтрон имеет спин, равный ¹ /₂ . Спином называют также собственный момент импульса атомного ядра или атома; в этом случае спин определяется как векторная сумма спинов элементарных частиц, образующих систему. В дальнейшем нас будет интересовать лишь спин атомного ядра. Не всякое ядро обладает спином, а значит, и собственным магнитным моментом. Все парные протоны и нейтроны, находящиеся в ядре, взаимодействуют так, что их спины взаимно компенсируются. В результате ядра, состоящие из четного числа протонов и четного числа нейтронов, не имеют собственного магнитного момента. Отличные от нуля спины существуют только у ядер, имеющих в своем составе непарные нуклоны (нуклон - общее название для протонов и нейтронов). Наиболее интересны для МРТ ядра ¹ H, ¹³ C, ¹⁹ F, ²³ Na и ³¹ P. Все они обладают собственными магнитными моментами (так, например, ¹² С, имеющий четное число протонов и нейтронов, не имеет собственного магнитного момента) и содержатся в теле человека, причем протоны (¹ H) наиболее распространены, так как основные компоненты организма - вода и жир, содержащие водород.

Когда вещество, содержащее атомные ядра, которые обладают собственными магнитными моментами, помещают в постоянное магнитное поле, ядра могут поглощать электромагнитные волны определенных частот (резонансное поглощение). Частота этих волн зависит от типа ядер, индукции магнитного поля, физического и химического окружения ядер. Явление поглощения и испускания электромагнитного сигнала как раз и используется в МРТ. Рассмотрим эти явления подробнее.

При отсутствии постоянного магнитного поля (в данном случае ядра вращаются только вокруг своей оси) магнитные моменты всех ядер определенного исследуемого участка (например, капля воды состоит из 10²¹ ядер) ориентированы произвольно, следовательно, суммарная намагниченность (макроскопическая намагниченность) близка к нулю. При включении постоянного магнитного поля c индукцией B₀ собственные магнитные моменты ядер будут сориентированы не произвольным образом, а либо вдоль, либо в противоположном направлении этого поля. Это объясняется тем, что магнитное квантовое число, характеризующее эту ориентацию, принимает значение либо +¹ /₂ , либо −¹ /₂ для ядра со спином ¹ /₂ . Таким образом, для ядер со спином ¹ /₂ , помещенных во внешнее магнитное поле, существуют два энергетических состояния: состояние с меньшей энергией, соответствующее магнитному числу +¹ /₂ , и состояние с большей энергией, соответствующее магнитному числу −¹ /₂ . Соотношение числа ядер на нижнем и верхнем энергетическом уровне в системе, находящейся в состоянии теплового равновесия с окружающей средой, подчиняется соотношению Больцмана. Из этого соотношения следует, что уровень с меньшей энергией населен больше, а это значит, что большая часть ядер ориентирована так, что их магнитные моменты направлены вдоль магнитного поля В₀ . В этом случае векторная сумма всех собственных магнитных моментов ядер отлична от нуля, и, таким образом, мы имеем отличную от нуля макроскопическую намагниченность M₀ (продольная намагниченность). Поперечная намагниченность (намагниченность в плоскости, перпендикулярной вектору M₀) будет равна нулю.

В постоянном магнитном поле ядра совершают сложное движение: они вращаются вокруг своей оси и прецессируют вокруг оси постоянного магнитного поля (подобно вращающемуся волчку, на который действует сила тяжести). При этом движении вектор магнитного момента ядра μ описывает коническую поверхность (рис. 3-92). Угловую частоту прецессии ω определяет соотношение, называемое уравнением Лармора:

ω = γ ? B₀ ,

где ω - угловая частота Лармора (МГц); γ - гиромагнитное отношение (МГц/Тл); B₀ - индукция постоянного магнитного поля (Тл).

Для протона (¹ H) гиромагнитное отношение γ = 42,58 MГц/Tл.

Для того чтобы обнаружить макроскопическую намагниченность, появляющуюся в постоянном магнитном поле, необходимо отклонить ее вектор от оси этого поля с помощью электромагнитного импульса резонансной частоты.

Для удобства дальнейшего рассмотрения введем следующую прямоугольную систему координат (рис. 3-93): ось z направим вдоль оси постоянного магнитного поля, а оси x и y так, чтобы вся система координат образовывала «правую» тройку (если смотреть с конца оси z , то перемещение против часовой стрелки от оси x к оси y должно осуществляться по кратчайшему пути). Данную систему координат будем называть неподвижной; ее также используют, чтобы задать направление в МРТ. В этой системе координат осуществляются следующие виды движения: вращение ядер вокруг своей оси и прецессия ядер вокруг оси z с частотой Лармора.

Если на систему ядер воздействует РЧ-импульс резонансной частоты, равной частоте Лармора, возникает еще одно движение. Отследить все эти движения в системе координат xyz весьма сложно, поэтому вводят новую систему координат x ′ y ′ z , вращающуюся вокруг неподвижной системы координат с частотой Лармора (ω). В этой системе координат прецессии ядер не происходит и собственные магнитные моменты ядер неподвижны; результирующий вектор намагниченности (вектор макроскопической намагниченности M₀ , его также обозначают M_z) также неподвижен. В дальнейшем будем рассматривать лишь вектор суммарной намагниченности.

Для того чтобы возбудить систему ядер, находящуюся в постоянном магнитном поле, необходимо воздействовать на нее РЧ-импульсом с частотой, равной частоте Лармора или близкой к ней. Осуществить это можно, например, поместив катушку вокруг оси x неподвижной системы координат и пропустив через нее переменный ток, частота которого равна частоте Лармора. Таким образом, мы создадим переменное магнитное поле c индукцией B₁ (как правило, амплитуда поля B₁ << B₀ ), направленное вдоль оси x . Это магнитное поле в движущейся системе координат (поскольку частота магнитного поля и частота прецессии совпадают) окажется постоянным и направленным вдоль оси x ′. Используя математический аппарат (система уравнений Блоха), можно показать, что результирующая намагниченность прецессирует вокруг оси x ′ в плоскости y ′ z с частотой ω = γ ? B₁ , причем этот вектор поворачивается до тех пор, пока воздействует РЧ-импульс. Импульс, длительность и амплитуда которого достаточны для того, чтобы повернуть вектор намагниченности на 90? (от оси z к оси y ′), называют 90?-импульсом и широко используют в импульсных последовательностях. Широко используют также 180?-импульсы (в этом случае либо длительность, либо амплитуда РЧ-импульса должна быть в 2 раза больше чем для 90?-импульса). Таким образом, после воздействия на систему ядер 90?-импульсом возникает отличная от нуля поперечная намагниченность (M_x′y′ ), в то время как продольная намагниченность (M_z ) равна нулю. Вектор поперечной намагниченности вращается с частотой Лармора в плоскости xy и в соответствии с законом электромагнитной индукции индуцирует ток в катушке, которая использовалась для создания РЧ-импульса (или в любой другой катушке, предназначенной для приема сигнала). После выключения 90?-импульса система ядер в течение некоторого времени возвращается в исходное равновесное состояние, поэтому сигнал, регистрируемый приемной катушкой, убывает со временем; в связи с этим его называют спадом свободной индукции. Расшифровывать сигнал спада свободной индукции необходимо, чтобы получить информацию о системе ядер, а следовательно, и о структуре биологической ткани. Обрабатывая полученный сигнал с использованием алгоритмов быстрого преобразования Фурье, можно построить двухмерное МР-изображение.