|
В настоящее время в медицинской диагностике широко применяются цифровые
технологии – компьютерная томография (КТ), магнитно-резонансная томография
(МРТ), цифровая рентгенография (ЦР) и др.
Применение на практике цифровых рентгенодиагностических методов радикальным
образом приводит к изменению всей технологии проведения исследований
пациента:
1) Установка основных параметров съемки и управление рентгенографической
установкой осуществляется с компьютерной рабочей станции оператора.
Необходимая информация о пациенте вносится в электронную базу данных и
сохраняется в электронном виде.
2) Результаты исследований (цифровые рентгеновские изображения) отображаются
на экране монитора в течение несколько секунд после начала съемки и затем
сохраняются в базе данных. Немаловажным фактором является и то, что процент
брака при проведении подобных исследований ничтожно мал по сравнению с
традиционной пленочной рентгенографией.
3) Отпадает необходимость в использовании рентгеновской пленки и,
соответственно, в необходимости ее обработки и хранения.
4) Врач на своем компьютерном рабочем месте может провести не только анализ
полученного изображения, но и его математическую обработку, что значительно
повышает диагностическую информативность исследования.
5) Появляется возможность автоматизировать обработку результатов исследований
с применением специализированных алгоритмов, проводить статистическую
обработку с целью обобщения полученных на больших выборках пациентов данных,
а также передавать полученную информацию в электронном виде другим
специалистам и в другие учреждения.
6) Значительно снижается радиационная нагрузка на пациента, что позволяет в
случае необходимости проводить дополнительные исследования без существенного
вреда для здоровья пациента.
В цифровой рентгенографии рентгеновское проекционное изображение формируется
не на рентгеновской пленке, а с помощью специального цифрового приемника
рентгеновского изображения. За последнее десятилетие разработаны и нашли
применение следующие типы приемников:
1. Системы с усилителями рентгеновского изображения (оцифровка
рентгеновского изображения).
Цифровое рентгеновское изображение формируется следующим образом:
преобразуется из невидимого в оптическое с помощью специального экрана;
оптическое изображение проецируется на экран электронно-лучевой трубки,
усиливается и затем выводится на экран телевизионного монитора с помощью
цифровой видеокамеры [1].
Цифровые установки на основе УРИ часто используют принцип сканирования:
электромеханическое устройство последовательно перемещает приемник
изображения относительно пациента во время цикла обследования на необходимые
поля исследования. Далее кадровые фрагменты “сшиваются” при компьютерной
обработке в результирующее изображение, соответствующее полноформатному
снимку [2].
Недостатки - невысокая разрешающая способность и малый динамический диапазон.
2. Цифровая рентгенография на запоминающих люминофорах (компьютерная
рентгенография) [3].
Метод основан на фиксации рентгеновского изображения экраном, покрытым
специальным люминофором и внешне похожим на обычный усиливающий экран. В
момент рентгеновской экспозиции происходит запоминание информации люминофором
в виде скрытого изображения, которое способно сохраняться длительное время.
Считывание скрытого изображения производится инфракрасным лазером, который
стимулирует люминофор (отсюда другое название - “система на стимулированных
люминофорах”).
3. Цифровая полупроводниковая рентгенография.
а) цифровая селеновая рентгенография [4].
Основной частью этой системы является детектор, представляющий собой
конденсатор в виде барабана, покрытого слоем селена. Под действием
рентгеновского излучения на поверхности селенового покрытия возникает
электрический заряд (по принципу разряда в открытой цепи), величина которого
зависит от энергии излучения. Селеновая рентгенография в настоящее время
используется только в системах для рентгенографии грудной клетки.
б) цифровая рентгенография на основе полноформатной матрицы [5].
Детектирующим устройством является полномасштабная твердотельная
преобразовательная структура (матрица), способная на площади до 430 x 430 мм
сформировать цифровое изображение с числом пикселей до 3К x 4К и зарядной
емкостью до 14 бит. Матрица представляет собой двухмерную поверхность,
разбитую на ячейки.
Существуют два варианта исполнения. Первый вариант - матрица на основе
аморфного кремния [6], которая состоит из сцинтилляционного экрана, напрямую
соединенного с комплексом фотодиодов посредством оптоволокна.
Сцинтилляционный слой матрицы основан на соединениях цезия, активированных
таллием. Детектирование рентгеновских квантов происходит за счет конверсии их
энергии сцинтилляционным покрытием в энергию электронов, последующем
возбуждении центров свечения и детектирования света видимого диапазона
кремниевым фотодиодом. Второй вариант - матрица на основе аморфного селена
[7], которая напрямую регистрирует фотоэлектроны, образующиеся в
поверхностном слое.
Однако, главный и очевидный недостаток полноформатных матриц, являющийся
барьером для их широкого использования для массовой рентгенодиагностики –
исключительно высокая цена, до 100-200 тыс. дол. США. Кроме того, в
конструкции используются десятки миллионов активных полупроводниковых элементов,
в которых с течением времени могут происходить необратимые повреждения,
приводящих к накоплению дефектных элементов изображения, так как такие
приемники в силу своего конструктивного решения являются неремонтопригодными.
Прогнозы о быстром снижении цены полноформатных панелей до уровня 10-15 тыс.
долларов США оказались пока слишком оптимистичны.
в) цифровая рентгенография на основе линейки детекторов (сканирующая
рентгенография) [7-9].
Высокие затраты на разработку (100-150 млн. долларов США) и проблемы с
производством полноформатных матриц с прямым детектированием рентгеновского
излучения, обладающих характеристиками, необходимыми для медицинской
рентгенологии, обусловили появление линейных многоэлементных
рентгеночувствительных детекторов [10-11], работающих по принципу
механического сканирования по кадру изображения.
Сканирующая рентгенография на сегодняшний день является оптимальным решением
для практической рентгенодиагностики с точки зрения достижения приемлемого
баланса качество цифрового изображения/цена приемника.
Технология получения двухмерного цифрового рентгеновского изображения
пациента методом «сканирования плоским пучком» основана:
- на сканировании пациента чрезвычайно узким (менее 2 мм) рентгеновским пучком,
сформированного щелевым коллиматором;
- на использовании в качестве преобразователя рентгеновского изображения
высокочувствительной линейной матрицы полупроводниковых сцинтилляционных
детекторов;
- на получении рентгеновского изображения пациента путем пошагового
прецизионного сканирования линейным детектором, движение которого
синхронизировано со сканирующим рентгеновским пучком;
- на формировании двухмерной матрицы цифрового изображения, одна координата
(совпадающая с линейкой детекторов) которой определяется числом элементов в
детекторе, а другая - числом шагов сканирования (числом отсчетов).
В отличие от других цифровых приемников рентгеновского излучения в
сканирующих приемниках на основе полупроводниковых детекторов:
- полностью устраняется влияние неинформативного рассеянного излучения на
качество цифрового изображения, причем без использования антирассеивающей
решетки;
- значительно снижается лучевая нагрузка на пациента;
- существенно улучшается контрастная чувствительность;
- высокое пространственное разрешение реализуется достаточно простыми
средствами;
- обеспечивается разумная стоимость и низкие эксплуатационные затраты
(ремонтопригодность) детектора.
По этим причинам, например, в новых разработках цифровых маммографов, в
которых все требования к основным характеристикам являются предельными,
ставка сделана именно на сканирующие технологии [12-13].
Параметры и качество цифровых изображений.
Цифровое рентгеновское изображение характеризуется следующими параметрами.
Формат изображения – количество строк и столбцов. Отношение физических
размеров приемника (рентгеновского изображения) к числу строк и столбцов
изображения определяет размер пикселя изображения. Цифровые рентгеновские
приемники конструируются таким образом, чтобы пиксель изображения был
квадратом. Величина, обратная удвоенному размеру пикселя и измеряемая в парах
линий на миллиметр, называется частотой Найквиста. Частота Найквиста
определяет максимальное пространственное разрешение изображения.
Любые технически реализуемые системы формирования цифрового изображения
передают его с искажениями - чем меньше размер объекта (детали), тем менее
контрастно его изображение. Зависимость уровня контраста, выраженного в
процентах, от пространственного разрешения является важнейшей характеристикой
рентгеновского приемника и называется функцией переноса модуляции (ФПМ).
Изображение кроме полезной информации всегда содержит некоторую часть шума,
т.е. информацию бесполезную. Чем меньше доля шума, тем выше качество и тем
лучше визуальное восприятие изображения. Поэтому важным для изображения
является отношение: сигнал/шум=полезная информация/бесполезная информация.
В рентгенографии обычно свойства шума анализируются в совокупности с функцией
переноса модуляции. Соответствующая характеристика носит название квантовой
эффективности приемника (КЭП). Квантовая эффективность приемника
пропорциональна квадрату функции переноса модуляции и обратно пропорциональна
величине шума на соответствующих уровнях пространственного разрешения. Из
этого следует, что чем ниже уровень шума и выше уровень ФПМ, тем выше
квантовая эффективность приемника. В свою очередь, чем выше КЭП, тем цифровое
изображение более информативно с точки зрения диагностики.
Таким образом, качество цифрового рентгеновского изображения определяется,
главным образом, двумя основными функциональными зависимостями:
• Функцией переноса модуляции
• Квантовой эффективностью приемника и зависит от правильного задания
величины анодного напряжения и тока рентгеновского излучателя при
исследовании соответствующих анатомических областей.
Диагностический диапазон пространственного разрешения (размер пикселя
изображения от 140 до 270 мкм) в сканирующих приемниках рентгеновского
изображения достигается за счет:
• оптимального числа и размеров рентгеночувствительных элементов;
• задания оптимального числа шагов сканирования;
• использования проекционного увеличения рентгеновского изображения (от 1,5х
до 2,0х).
Переменное проекционное увеличение, которое реализуется изменением
местоположения пациента между рентгеновским излучателем и приемником с
помощью подвижной деки, позволяет адаптировать (оптимизировать) размер
пикселя изображения сканирующего приемника к размерам исследуемого объекта.
Основные характеристики аппарата «УНИСКАН»:
Формат изображения…………………………. 1536 х 1536 пикселей
Размер пикселя:
при размере изображения 420 х 420 мм……. 270 мкм
при размере изображения 220 х 220 мм……. 140 мкм
Частота Найквиста:
при размере изображения 420 х 420 мм……. 2,2 пар линий/мм
при размере изображения 220 х 220 мм……. 3,5 пар линий/мм
Время сканирования……………………………. 2-5 с в зависимости от вида обследования
Диапазон рабочих напряжений………………. 60-140 кВ
Диапазон рабочих токов………………………. 10 - 200 мА
Можно констатировать, что сканирующий приемник обеспечивает:
1. Более высокий контраст изображения в широком диапазоне пространственного
разрешения, чем аналогичный параметр, характеризующий полноформатную матрицу
на основе аморфного кремния и сцинтиллятором CsI, детекторы на запоминающих
люминофорах и некоторые типы рентгеновской пленки.
2. Более высокую квантовую эффективность по сравнению с детекторами на основе
запоминающих люминофоров и некоторыми типами рентгеновской пленки, но
несколько хуже по сравнению с полноформатными матрицами.
На первый взгляд формат изображения 1536 х1536 пикселей (2,36 млн. пикселей)
может показаться не совсем достаточным для рентгенодиагностики. Однако это не
так, если учитывать особенности проведения конкретных видов исследований на
аппарате «Унискан». Действительно, цифровой формат изображения в 1536х1536
пикселей можно рассматривать как оптимальный с точки зрения качество/цена,
так как:
• для стандартных в рентгенографии форматов изображений от 220х220 мм до
420х420 мм размер пикселя изображения может быть выбран оптимальным из
диапазона от 140 мкм до 270 мкм в зависимости от вида обследования;
• при различных видах обследований (рентгенографии грудной клетки, черепа,
верхних и нижних конечностей, таза, брюшной полости и др.) цифровые
изображения получаются с оптимальным диагностическим качеством по разрешающей
способности;
• все виды обследований, требующих максимального разрешения (малые объекты),
могут быть выполнены с малым форматом 220х220 мм (2,36 млн. пикселей) и
разрешением 140 мкм;
• формат изображения 220х220 мм является оптимальным как с точки зрения
минимальной дозовой нагрузки, так и максимальной разрешающей способности при
рентгенографических обследованиях детей;
• формат матрицы изображения в 2,36 млн. пикселей является также оптимальным
по отношению к разрешающей способности дисплеев медицинского назначения.
В Таблице приведены размеры изображений, которые рекомендуются для проведения
различных видов обследований и позволяют получить диагностики высокое
качество цифровых изображений.
Таблица. Рекомендуемые форматы изображений для различных видов обследований.
Взрослые ....... 420-420 мм, 270 мкм ..-.. 220-220 мм, 140 мкм
Череп .................................. + .................................
+
Верхние конечности .............................................. +
Грудная клетка ....................................................... +
Позвоночник ........................................................... +
Таз ...........................................................................
+
Нижние конечности .......... +
Дети ....... 420-420 мм, 270 мкм ..-.. 220-220 мм, 140 мкм
Череп ........................................................ +
Верхние конечности ............................... +
Грудная клетка ....................................... +
Позвоночник ........................ + ............... +
Таз ............................................................ +
Нижние конечности ................................ +
Аппарат «Унискан» имеет исполнение, в котором используются также сканирующие
приемники с форматом изображения до 2560х2560 пикселей. Однако его применение
не всегда оправдано. Действительно, с одной стороны, приемник с таким высоким
разрешением позволяет получать рентгеновские изображения различных частей
тела без геометрического увеличения, то есть классическим образом. С другой
стороны, его использование связано с увеличением цены аппарата в целом. Кроме
того, использование приемников с большой площадью для получения изображений
малых объектов нерационально – из всего массива цифровой информации об
изображении, поступающей в компьютер для анализа и обработки, используется
только небольшая часть.
Использование сканирующих технологий позволяет реализовать принципиально
новые типы рентгенодиагностических аппаратов.
Сканирующий цифровой маммограф SenoScan компании Fisher (США). По сравнению с
маммографом на основе матричной панели отличается существенно более низкой
дозовой нагрузкой на молочную железу пациентки и более высоким качеством цифрового
изображения (из-за отсутствия влияния рассеянного излучения). Это позволяет
говорить о снижении риска долгосрочных последствий от маммографических
исследований.
Низкодозовой цифровой сканирующий аппарат «Пульмоскан» для обследования
органов грудной клетки. Отличается очень низкой дозовой нагрузкой на
пациента, что очень важно для проведения скрининговых исследований.
Цифровые рентгенографические сканеры человека в полный рост, позволяющие
получать цифровые рентгеновские изображения человека в полный рост в течение
8-10 с. Это исключительно важно для экспресс рентгенодиагностики пациентов с
обширными травмами с целью оказания эффективной первой помощи.
Использование в Республике Беларусь только 117 аппаратов типа «Пульмоскан» в
1999-2003 гг. позволило обследовать около 4 млн. человек и, по нашим оценкам,
снизить коллективную дозу облучения за счет замены флюорографических
обследований на цифровые рентгенографические на аппарате «Пульмоскан»
приблизительно на: 4.0 млн. человек х 6 мЗв/(обследование на флюорографе) =
24000 чел.хЗв.
Для оценки использованы результаты выборочных исследований, выполненных
профессором Тарутиным И.Г. [14-15], а также достаточно грубое приближение о
равенстве входной и поглощенной дозы для конкретного человека. Согласно исследованиям
[14-15], уровень входных доз, который создают действующие в РБ флюорографы,
находится в диапазоне от 4-16 мГр (6 мГр/обследование является допустимой
оценкой, которое значительно ниже среднего значения).
Справка:
Коллективная доза внешнего облучения жителей Республики Беларусь за 1986-1995
гг. в результате аварии на Чернобыльской АЭС составила 20940 чел.хЗв [16].
Таким образом, положительный эффект от применения аппаратов со сканирующей
технологией для обследования органов грудной клетки за 5 лет можно
сопоставить с устранением последствий аварии на ЧАЭС.
Выводы:
В отличие от других типов цифровых рентгенографических аппаратов в цифровых
сканирующих рентгенографических системах:
- полностью устраняется влияние неинформативного рассеянного излучения на
качество цифрового изображения, причем без использования антирассеивающей
решетки;
- значительно снижается лучевая нагрузка на пациента, в том числе и потому,
что чувствительность элемента детектора существенно больше, чем у элемента
2D-матричного приемника;
- существенно улучшается контрастная чувствительность не только из-за
отсутствия влияния рассеянного излучения, но так же из-за отсутствия влияния
между соседними элементами изображения (по направлению сканирования
1D-матричного детектора);
- высокое пространственное разрешение реализуется достаточно простыми
средствами: по одной координате - за счет необходимого размера и числа
рентгеночувствительных элементов, по другой (по направлению сканирования) -
за счет задания необходимого числа шагов сканирования (числа отсчетов с
выхода детектора);
- обеспечивается разумная стоимость и низкие эксплуатационные затраты
(ремонтопригодность) 1D- матричного детектора;
- обеспечивается большой динамический диапазон (способность одновременно
регистрировать детали объекта на фоне сред с сильным и слабым поглощением);
- появляется возможность получения цифровых изображений больших размеров -
вплоть до всего тела пациента.
Литература.
1. Н.Н. Блинов. Рациональный выбор оснащения современного
рентгенодиагностического отделения // Вестник рентгенологии и радиологии.-
1998.- № 1.- c. 47–52.
2. Э.Г Чикирдин. Развитие цифровой техники для рентгенодиагностики //
Медицинская техника.- 1998.- № 3.- c. 36–39.
3. C.M. Schaefer-Prokop, M. Prokop. Storage phosphor radiography // Eur.
Radiol.- 1997.- n.7., Suppl. 3.- p. 58–65.
4. D.L. Lee, L.K. Cheung, L.S. Jeromin, E. Palecki. Imaging performance of a
direct digital radiographic detector using selenium and a
thin-film-transistor array // Proceedings of the International Symposium:
CAR’96 / Ed. by Lemke H.U.- Amsterdam: Elsevier, 1996.- p. 41–46.
5. M. Garmer, S.P. Hennigs, H.J. Jager, F. Schrick, T. van de Loo, A. Jacobs,
A. Hanusch, A. Christmann, K. Mathias. Digital Radiography Versus
Conventional Radiography in Chest Imaging: Diagnostic Performance of a
Large-Area Silicon Flat-Panel Detector in a Clinical CT-Controlled Study //
AJR.- 2000.- n. 174.- p.75-80.
6. S. Hennigs, M. Garmer, H.J. Skamel, K. Mathias. First 43 - 43 cm flat
panel silicon X-ray detector for digital chest imaging in clinical comparison
to screen film radiography // European radiology.- 1999.- v. 9.- Suppl. 1.-
p. 327.
7. E. Gingold, D. Lee. Development of a Novel High-Resolution Direct
Conversion X-ray Detector // Medical Imaging 2000: Physics of Medical
Imaging, Proc. SPIE.- 2000.- n. 3977.- p.185-193.
8. Г.И. Бердяков,
Г.М. Ртищева, А.Н. Кокуев. Особенности построения и применения рентгеновских
аппаратов для исследования легких // Медицинская техника.- 1998.- № 5.- c.
35–40. 9. В.В. Китаев. Современные средства медицинской рентгенографии //
Медицинская визуализация.- 1996.- № 4.- c. 13–19.
10. F. Arfelli, V. Bonvicini, A. Bravin, G. Cantatore, E. Castelli, L. Dalla
Palma, M. Di Michiel, R. Longo, A. Olivo, S. Pani, D. Pontoni, P. Poropat, M.
Prest, A. Rashevsky, G. Tromba and A. Vacchi. Mammography of a phantom and
breast tissue with synchrotron radiation and a linear-array detector //
Radiology.-1998.-v.208.-p.709-715.
11. E. Beuville, B. Cederstrom, M. Danielsson, L. Luo, D. Nygren, E. Oltman
and J. Vestlund. High resolution X-ray imaging using a silicon strip detector
// IEEE Trans. Nucl. Sci.- 1998.- v.46.- p.3059-3063.
12. T. Mali, V. Cindro, M. Mikuz, U. Zdesar and B. Jancar. Evaluation of
silicon microstrip detectors as X-ray sensors in digital mammography //
Radiol. Oncol.- 1999.- v.33.- p. 237-244.
13. S. R. Amendolia, E. Bertolucci, U. Bottigli, M. A. Ciocci, A. Cola, M.
Conti, P. Delogu, M. E. Fantacci, G. Magistrati, E. Pernigotti, N. Romeo, P.
Russo, A. Stefanini and S. Stumbo. A Project for Digital Mammography based on
a GaAs Pixel Detector and on a Self-Triggering Single Photon Counting
Acquisition System // Physica Medica.- 1997.- v.13.- p.157-165.
14. И.Г. Тарутин., Г.В. Гацкевич, А.М. Голубовский и др. Определение дозовых
нагрузок на взрослых пациентов при рентгенодиагностических исследованиях //
Методические указания Минздрава Республики Беларусь.- 1999.- №148-98-12.
15. И.Г. Тарутин., Г.В. Гацкевич, А.М. Голубовский. В сб.: Актуальные
проблемы онкологии и медицинской радиологии // Минск, 1999.- с.39-47.
16. В.Ф.Миненко и др. Облучение населения Беларуси после аварии на
Чернобыльской АЭС: коллективные дозы и прогноз стохастических эффектов.
Медико-биологические аспекты аварии на Чернобыльской АЭС // Аналитико-информационный
бюллетень БелЦМТ .- 1996.- №4.- с. 50-65 .
(Радиология в медицинской диагностике [современные технологии] 2003: 41-49)
|
