CC BY
181
Для иллюстрации возможностей микрофокусного рентгенографического комплекса на рис. 4-7 приведены примеры полученных изображений скелетов рыб в целом и их составных частей.
Результаты проведенных нами исследований возможностей микрофокусного рентгенографического комплекса подтверждают эффективность его использования для определения видовых особенностей скелета рыб.
| Л и т е р а т у р а |
1. Иванов С. А., Потрахов Н. Н., Щукин Г. А. Специализированная рентгеновская установка для микродефектоскопии // Электронная техника. Сер. Электровакуумные и газоразрядные приборы. 1989. Вып. 2 (125). 100 с.
2. Нино В. П., Грязнов А. Ю., Потрахов Е. Н., Потрахов Н. Н. Рентгенодефектоскопическая установка для экспресс-контроля качества //Пищевая промышленность. 2008. № 5. С. 18-19.
УДК 616-073.75:681.32
И. Г. Камышанская, канд. мед. наук, Мариинская больница, Санкт-Петербург А. И. Мазуров, канд. техн. наук, НИПК «Электрон», Санкт-Петербург
Снижение лучевых нагрузок при исследованиях на цифровых рентгеновских аппаратах
Ключевые слова: рентгенотехника, цифровые рентгеновские системы, снижение лучевых нагрузок, защита пациента от излучения, доза
Проведен анализ возможностей снижения лучевых нагрузок в рентгенологических цифровых системах путем рационального построения и использования каждого из функциональных узлов системы. Показано, что потенциально по сравнению с существующими системами можно снизить облучение не менее чем в 10 раз.
Введение
В рекомендациях Международной комиссии по радиационной защите (МКРЗ) записано: «Цель радиационной защиты пациента постепенно смещается от озабоченности риском воздействия на популяцию и наследственность к стремлению ограничить риск, которому подвергается каждый пациент лично». В связи с этим МКРЗ создала известный свод принципов ALARA (As Low As Reasonably Achievable), в соответствии с которым доза при диагностическом исследовании должна быть настолько мала, насколько это возможно при достаточном для постановки диагноза качестве изображения.
Процесс совершенствования классической рентгенотехники, построенной на аналоговых системах, с точки зрения уменьшения лучевой нагрузки близок к теоретическому пределу.
С внедрением в рентгенологическую практику цифровых технологий [1-3] появились новые возможности снижения лучевых нагрузок. Существует довольно много публикаций по методам и средствам минимизации лучевой нагрузки в цифровых рентгеновских аппаратах [1-3]. Наши исследования в Мариинской больнице Санкт-Петербурга совместно с Петербургским НИИ радиационной гигиены имени проф. П. В. Рамзаева и Агентством радиационной защиты (SSI) Швеции также показали значительно меньшие лучевые нагрузки на пациентов при проведении одинаковых процедур на цифровых аппаратах в сравнении с аналоговыми (пленочными) аппаратами. Но потенциальные возможности снижения дозы на пациента еще не исчерпаны и не систематизированы в литературе. Цель настоящей статьи состоит в рассмотрении возможных потенциальных путей снижения уровня облучения пациента при рациональном построении и использовании каждого функционального узла цифрового рентгенодиагностического комплекса.
биотехносфера
| № 4(10)/2010
Цифровой рентгенодиагностический комплекс
Функциональная схема цифрового рентгенодиа-гностического комплекса представлена на рис. 1. На схеме не показаны функциональные узлы, не имеющие отношения к данной теме.
Рентгеновское излучение испускается рентгеновской трубкой излучателя при подаче на ее анод высокого напряжения (40 — 150 кВ) от рентгеновского питающего устройства (РПУ). Конус рентгеновских лучей, выходящих из излучателя, ограничивается диафрагмой, проходит через металлический фильтр и облучает пациента, за которым формируется невидимое изображение как в первичных, так и в рассеянных исследуемым органом рентгеновских лучах. За пациентом для подавления рассеянного излучения установлены, как правило, свинцовый растр и далее экспонометри-ческий датчик, оптимизирующий дозу на приемнике изображения. Рассмотренная часть цифрового комплекса образует систему формирования невидимого изображения в рентгеновских лучах на входе приемника. Далее следуют системы его визуализации, хранения и распределения пользователям.
Система визуализации начинается с детектора, который преобразует невидимое изображение в видеосигнал. Видеосигнал поступает в видеопроцессор, где происходит его цифровая обработка. После цифровой обработки видеосигнал поступает на монитор и параллельно в системы передачи и хранения изображений (PACS). Видеосигнал с PACS по запросам может быть передан на рабочие места других врачей, в систему компьютерной поддержки рентгенолога (CAD — computer aided diagnosis) или через телерадиологическую сеть в другие рентгенологические центры для интерпретации либо консультации.
В каждом из представленных на рис. 1 функциональном узле цифрового комплекса имеется потенциальная возможность минимизации лучевой нагрузки на пациента.
Система формирования невидимого рентгеновского изображения
Эта система включает РПУ, излучатель, диафрагму, фильтр, свинцовый растр и датчик экспонометра.
РПУ, излучатель, фильтр. Современные РПУ, обеспечивающие работу рентгеновской трубки, строятся по схеме с преобразованием частоты питающей сети 50/60 Гц в килогерцевую область спектра с частотами от 6 до 300 кГц. Выпрямление напряжений таких частот обеспечивает постоянное высокое напряжение на аноде рентгеновской трубки с пульсациями не более 2-3 % и, как следствие, постоянный спектр рентгеновского излучения, когда трубка работает в непрерывном режиме. Крутизна фронтов импульсов анодного напряжения в таких РПУ также увеличивается, что снижает уровень мягкого излучения, которое полностью поглощается в пациенте. Однако в мощных РПУ анодное напряжение подается на рентгеновскую трубку по длинному кабелю, емкость которого вновь удлиняет фронты импульсов. Кардинальное решение этой проблемы видится в использовании рентгеновских трубок с сеточным управлением. В этом случае на анод трубки подается постоянное регулируемое высокое напряжение, а импульсы рентгеновского излучения формируются модуляцией тока трубки импульсным напряжением на сетке. Для режима рентгенографии рентгеновская трубка формирует мощные одиночные импульсы рентгеновского излучения, а для режима рентгеноскопии — последовательность импульсов, частота и длительность которых зависят от подвижности исследуемых органов. Режим непрерывного просвечивания из-за больших дозовых нагрузок в современных цифровых аппаратах должен быть запрещен.
Правильный выбор спектра рентгеновского излучения существенно влияет как на информативность изображения, так и на лучевую нагрузку на пациента. Спектр определяется напряжением на
Рис. 1\ Функциональная схема рентгенодиагностического комплекса
№ 4(10)/2010 |
биотехносфера
аноде трубки, материалом анода и предварительной фильтрацией.
В классической медицинской рентгенографии общепринято ограничение напряжения на рентгеновской трубке значением 150 кВ. Для цифровой рентгенографии эта точка зрения требует пересмотра. Повышение напряжения на трубке, как известно, дает расширение спектра излучения в сторону коротких длин волн, что при фиксированной дозе на приемнике уменьшает поглощение в исследуемых органах и увеличивает интенсивность спектра на всех частотах. Но здесь есть две проблемы: 1) бесполезность присутствующего слишком мягкого излучения, которое полностью поглощается в объекте; 2) балласт жесткой коротковолновой части спектра, которая снижает контраст деталей малого размера, создает дополнительное рассеянное излучение и также вносит вклад в дозу, получаемую пациентом. Решение этих проблем видится следующим образом: если исследуемый объект сымитировать однородной средой с изменением толщины
от Xм
до Хи
то полезный участок спектра
рентгеновского излучения будет ориентировочно определяться диапазоном коэффициентов линейного ослабления от Ммакс(А) = 2/Хмин до Ммин(А) = = 2/Хмакс. Поэтому участки спектра, для которых М(Х) > Ммакс(А) и М(Х) < Ммин(А), необходимо подавлять на выходе рентгеновской трубки. Для подавления мягкого излучения традиционно применяются фильтры из алюминия и меди. Для подавления жесткого неинформативного излучения следует использовать фильтры со скачком поглощения на длине волны, соответствующей Ммин(А). Эта проблема ждет своего решения. В настоящее время она решена только для маммографии. Если такие фильтры будут созданы, то в РПУ появится возможность использовать анодные напряжения более 150 кВ.
Экспериментально установлено, что для обнаружения малоразмерных объектов и тонких структур на микрофокусных аппаратах требуются меньшие дозы [4]. Это можно объяснить формированием на входе детектора невидимого изображения, которое имеет спектр пространственных частот с большей глубиной модуляции. В связи с этим проводить исследования на цифровых аппаратах следует с минимально возможным фокусным пятном рентгеновской трубки.
Диафрагма. Радиационный эффект прямо пропорционален облучаемой площади исследуемого объекта. Для ограничения этой площади необходимым минимумом в аппаратах предусмотрены диафрагмы. К сожалению, этот минимум устанавливается не всегда. Причин тому несколько.
Одна из них заключается в том, что многие поворотные столы-штативы с усилителями рентгеновского изображения (УРИ) на РЭОПах не оборудованы ирисовыми диафрагмами, формирующими круглое рабочее поле в соответствии с рабочим полем РЭОПа. Поэтому пациенты получают на 27 % большую луче-
вую нагрузку. В современных цифровых аппаратах с микропроцессорным управлением это несоответствие должно быть устранено и диафрагма должна автоматически устанавливаться строго в соответствии с используемым рабочим полем УРИ или выбранной зоной интереса. Причем система экспонометра, определяющего дозу на снимок, должна распознавать положение шторок и принимать меры для сохранения оптимальной экспозиции. Это позволит существенно сократить облучение пациента.
Растр для подавления рассеянного излучения. Известно, что при просвечивании исследуемого органа рассеянное излучение в зависимости от площади и толщины органа, а также жесткости рентгеновского излучения может до десяти раз превосходить полезное излучение, формирующее изображение [3]. Это излучение снижает контраст изображения, вносит дополнительные флуктуационные шумы и неравномерный фоновый сигнал по полю изображения. Для его подавления применяются растры. Однако отсеивающие растры при увеличении контраста в К = Тр/Т4 раз требуют для получения той же дозы на снимок, которая необходима без растра, в В = 1/Т раз. Здесь Тр — коэффициент пропускания растром первичного излучения; Тг — прозрачность растра для общего потока рентгеновских лучей (первичное плюс вторичное излучения).
Пленка имеет узкий динамический диапазон (30-50 раз), поэтому для увеличения контраста и сохранения оптимального почернения пленки приходится ставить растр, увеличивая дозу на снимок в В раз.
Приведем пример для случая использования растра фирмы ЪувЬо1т (Швеция) с параметрами Тр = 0,59, Т8 = 0,07 (прозрачность для рассеянного излучения), £ = Тр/Т8 = 8,65 (избирательность растра). При 5 = 13/1р = 4,6 (отношение вторичного излучения к первичному на входе растра) контраст К возрастает в 3,66 раза, но при этом, чтобы сохранить на приемнике ту же дозу, дозу на пациента необходимо увеличить в В = 6,2 раза. Таким образом, чувствительность аппарата резко падает. За повышение качества изображения приходится платить увеличением облучения пациента.
Цифровые рентгенографические системы имеют, как правило, очень широкий динамический диапазон, достигающий сотен раз. Поэтому в них, в отличие от пленочной рентгенографии, отсутствует опасность ограничения полезного сигнала за счет высокого уровня вторичного излучения, и в то же время имеется возможность увеличения контраста изображения за счет цифровой обработки сигнала изображения. В связи с этим необходимо выяснить, следует ли устанавливать растры в цифровых аппаратах и, если да, то с какими параметрами.
По мнению авторов, растр необходимо устанавливать только тогда, когда он без увеличения дозы на входе увеличивает отношение сигнал/шум на выходе детектора. В противном случае растр в це-
биотехносфера
| № 4(Ю)/2010
Лучевая диагностика
лях снижения лучевой нагрузки устанавливать не следует, а борьбу с негативными последствиями вторичного излучения необходимо вести с помощью цифровой обработки сигнала изображения, т. е. использовать «виртуальный растр» [4]. Рассмотрим этот вопрос более подробно.
Используя известную методику анализа прохождения сигнала и шума через рентгенотелевизион-ные системы [5], получим соотношение для изменения отношения сигнал/шум на выходе детектора при установке растра:
Цц, =
(1)
где — дисперсия аддитивных шумов детектора; А — постоянная для выбранного типа детектора; Цф — среднее значение сигнала фона, на котором обнаруживается малоконтрастная деталь; — среднее значение суммарного коэффициента преобразования сигнала детектором.
Из соотношения (1) следует, что растр эффективен, если числитель больше знаменателя. Если первые слагаемые и в числителе, и в знаменателе существенно больше вторых, то вторые слагаемые можно не учитывать и изменение отношения сигнал/шум будет полностью определяться эффективностью растра:
1 + 5 51+1
(2)
где "Рр — эффективность растра.
На рис. 2 представлены зависимости эффективности трех растров фирмы ЪувЬо1т от отношения рассеянного излучения к первичному.
В случае использования в качестве детекторов плоских панелей отмеченное условие выполняется и, следовательно, как видно из рис. 2, при 5 >1 растр необходимо ставить без увеличения дозы.
10 S
Рис. 2
Зависимость эффективности растра от S при различных избирательностях Z:
1 — отношение г = 1 :в, Тр = 0,вв, 2 = 2,89; 2 —г = 1:10, Т. =0,64, 2=4,92:3 —г =1:1в, Т„=0,59, 2=8,в5
Для детекторов «экран — объектив — ПЗС», у которых близко к единице, растр необходимо
я 1
устанавливать только тогда, когда о > а^-2- +1, где
а — постоянный коэффициент, зависящий от типа растра. В противном случае подавление рассеянного излучения должно осуществляться «виртуальным растром».
Экспонометрический датчик. В цифровых аппаратах ионизационную камеру, которая в большинстве систем визуализации является датчиком сигнала экспонометра, можно заменить датчиком, расположенным не перед детектором. Это повысит чувствительность системы, так как ионизационная камера поглощает часть теневого изображения. Кроме того, исключение ионизационной камеры улучшит качество изображения, поскольку ионизационная камера вносит артефакты в изображения, т. е. дает видимость доминантных зон. В системах с детекторами «экран — объектив — ПЗС-матрица» ионизационную камеру лучше заменить фотоэкспонометром, а в плоских панелях — датчиками, расположенными за панелью или непосредственно встроенными в панель.
Система визуализации
Эта система включает детектор, видеопроцессор, монитор, PACS и CAD.
Детектор. Оценить предельные возможности снижения дозы за счет детектора, когда задан размер обнаруживаемой детали и ее контраст, можно, используя широко известное соотношение А. Роуза для идеального приемника, характеристики которого ограничены фотонным шумом:
д
2YÍ
А (Ikf
BH¿
(3)
гдеД — доза на входе приемника; *РП — пороговое отношение сигнал/шум; I и k — размер и контраст обнаруживаемой квадратной детали на равномерном фоне соответственно;^ — пересчетный коэффициент, зависящий от энергетического спектра рентгеновских фотонов; В — const; Н = l/(Zk) — информационный индекс Хея (G. А. Hay) [6].
Из соотношения (3) следует, что доза в плоскости идеального приемника, требуемая для обнаружения квадратной детали размером I с контрастом k, находится в квадратичной зависимости от информационного индекса.
В общей рентгенологии желательно различать детали площадью около l мм2 с контрастом не более 2 %. Тогда для излучения с энергией квантов 50 кэВ [А = 200 квант/(мм2 • мкр)] и ТП = 5 информационный индекс будет равен 50 и доза — 0,625 мР.
№ 4(10)/2010~|'
биотехносфера
Никакими техническими и программными средствами нельзя снизить дозы для заданных информационных индексов сверх тех, которые следуют из соотношения (3). Для реальных приемников рассчитанную по соотношению (3) дозу необходимо разделить на квантовую эффективность приемника, которая у современных цифровых приемников находится в пределах 0,2-0,7.
Видеопроцессор. В цифровых аппаратах в видеопроцессоре имеется возможность оперативного изменения пространственной, временной и градационной разрешающих способностей аппарата в зависимости от детальности, подвижности и контраста изображения исследуемого органа.
Как уже указывалось выше, существенно снизить лучевую нагрузку можно, регулируя частоту информативных кадров в зависимости от подвижности исследуемых органов. Исследуемый орган можно просветить короткими импульсами рентгеновского излучения требуемой скважности, а недостающие для критической частоты слияния мельканий кадры брать из цифровой памяти, повторяя их между двумя информативными кадрами. Предел снижения частоты передаваемых кадров связан с возникновением эффекта разрыва изображения при передаче подвижных органов. Чтобы этого не происходило, частоту информативных кадров следует выбирать в соответствии с теоремой отсчетов (теоремой Котельникова), которая определяет спектр временных частот в движущемся изображении.
Опыт эксплуатации в Мариинской больнице рентгеновских телеуправляемых комплексов КРТ-ОКО производства НИПК «Электрон» показал, что частота информативных кадров должна регулироваться, причем в большинстве случаев достаточно 5-7 информативных кадров в секунду.
Так как динамический диапазон цифровых приемников превышает максимально возможный контраст рентгеновского изображения исследуемых органов, то в них, как правило, содержится информация как о мягких, так и о плотных тканях. Используя режим «окна» (градационную лупу), когда весь диапазон сигнала изображения на мониторе воспроизводится последовательно по частям, из изображения можно извлечь всю градационную информацию. Это может заменить несколько снимков, которые выполняются на пленочном аппарате, что эквивалентно снижению лучевой нагрузки на пациента.
Используя биннинг, можно разрешающую способность обменивать на контрастную чувствительность, что также снижает вероятность выполнения дополнительных снимков.
PACS, CAD и новые методики исследований. Цифровые технологии стимулировали разработку
новых методик рентгенологических исследований: томосинтез, двухэнергетическую рентгенографию, получение рентгенограмм с фазовым контрастом и другие.
Использование томосинтеза заменяет в ряде случаев высокодозовую компьютерную томографию. Фазовый контраст на маммограммах позволяет обнаруживать микрокальцинаты, которые не видны в классическом теневом изображении при умеренных дозах.
Системы компьютерной поддержки (CAD) подсказывают рентгенологу на изображении зоны возможных патологических образований. Таким образом, уменьшается вероятность пропуска патологии, сокращается количество ложных отрицательных заключений [7].
Системы передачи и хранения медицинских изображений (PACS), а также телерадиология сокращают число рентгенологических исследований пациента, а следовательно, лучевые нагрузки [8].
Заключение
Pеализация рассмотренных возможностей снижения лучевых нагрузок в цифровых системах позволит уменьшить дозу облучения на пациента не менее чем в lO раз.
Внедрение вышеизложенных технических приемов в целях снижения дозы облучения без значимой потери диагностического качества изображения позволит фирмам-производителям создать конкурентоспособную, безопасную рентгеновскую технику.
I Л и т е р а т у р а |
1. Ocнoвы рентгенодиагностической техники Z Под ред. H. H. Б л и н о в а. M.: Meдицина, 2OO2.
2. Зеликман M. И. Цифровые системы в медицинской рентгенодиагностике. M.: Meдицина, 2OO7.
3. Увидеть невидимое: сб. науч. тр. Z Под ред. А. И. M аз у р о в а. СПб.: Книж. дом, 2OO8.
4. Заявка США US 2OlOO46822 на изобретение «Virtual grid imaging method and system for eliminating scattered radiation effect». Опубл. 26.O2.2OlO.
6. Телевиз^нныге методы обработки рентгеновских и гамма-изображений Z H. H. Б л и н о в, E. M. Жуков, Э. Б. Козловский, А. И. M а з у р о в. M.: Энергоиздат, l982.
6. Hay G. А. Quantitative aspects television techniques in diagnostic radiology ZZ The Brit. J. of radiology. l986. Vol. 3l. N 37l. P. 6ll-6l8.
7. Peart О. J. Mammography and breast imaging: just the facts, McGraw-Hill medical publishing division. 2OO6.
8. Kane S. А. Introduction to physics in medicine: 2nd ed. CRC Press, Boca Raton, FL, USA. 2OO9.
биотехносфера
I № 4(10)/2ÔÎ0
