Методы и системы микрофокусной фазоконтрастной медицинской рентгенодиагностики

На правах рукописи

Грязнов Артем Юрьевич МЕТОДЫ И СИСТЕМЫ МИКРОФОКУСНОЙ ФАЗОКОНТРАСТНОЙ МЕДИЦИНСКОЙ РЕНТГЕНОДИАГНОСТИКИ Специальность 05.11.17 «Приборы, системы и изделия медицинского назначения»

Автореферат диссертации на соискание ученой степени доктора технических наук

Санкт-Петербург 2010

Работа выполнена в Санкт-Петербургском государственном электротехни ческом университете «ЛЭТИ» им. В.И. Ульянова (Ленина) Консультанты:

доктор технических наук, профессор Потрахов Н.Н.

Официальные оппоненты:

доктор технических наук Блинов Н.Н.

доктор технических наук, профессор Быков Р.Я.

доктор технических наук, профессор Таубин М.Л.

Ведущая организация:

Всероссийский научно-исследовательский и испытательный институт медицинской техники

Защита диссертации состоится 15 декабря 2010 года в часов на заседа нии совета по защите докторских и кандидатских диссертаций Д 212.238. при Санкт-Петербургском государственном электротехническом универси тете «ЛЭТИ» им. В.И. Ульянова (Ленина) по адресу: 197376, Санкт Петербург, ул. Профессора Попова, д. 5.

С диссертацией можно ознакомиться в библиотеке СПбГЭТУ Автореферат разослан «_»2010 года

Ученый секретарь совета по защите докторских и кандидатских диссертаций К. Н. Болсунов

ОБЩАЯ ХАРАКТЕРИСТИКА РАБОТЫ

Актуальность работы.

Состояние и уровень развития здравоохранения является сегодня од ним из важнейших показателей развития нации, а качество медицинской диагностики, ее своевременность, информативность, массовость и доступ ность являются определяющими для здоровья и благополучия человека. В настоящее время в связи с увеличением социально значимых заболеваний возникает проблема повышения информативности ранней диагностики. По этому расширение работ, направленных на развитие существующих и созда ние новых методов диагностики представляется совершенно необходимым.

Вместе с тем, несмотря на развитие различных видов томографии, биологиче ских и генетических методик исследования, ведущим и наиболее широко рас пространенным методом была и остается рентгенодиагностика, по оценкам различных организаций занимающая от 50 до 80% общего объема диагности ческих исследований в медицине.

При всех широко известных достоинствах медицинской рентгенодиаг ностики в ней все еще скрыты значительные ресурсы для повышения инфор мативности и, что особенно важно, для снижения радиационной нагрузки на пациента и персонал в процессе обследования. К сожалению, несмотря на принимаемые меры, уровень облучения населения при проведении медицин ских рентгенодиагностических обследований в Российской Федерации оста ется одним из наиболее высоких среди промышленно развитых стран, и эта ситуация улучшается очень медленно.

Одними из главных причин высоких доз медицинского облучения в России являются низкие темпы обновления парка устаревших рентгеновских аппаратов (в первую очередь – медленный переход от пленочной рентгено графии к цифровой), неудовлетворительное сервисное обслуживание меди цинской техники, а также низкая квалификация специалистов. Экспертиза, проведенная специалистами ВОЗ в 2007 году, показала, что уменьшение доз медицинского облучения всего на 10% по своему эффекту равносильно пол ной ликвидации всех других искусственных источников радиационного воз действия на население. Для Российской Федерации этот потенциал значи тельно выше - доза медицинского облучения населения страны может быть снижена примерно в 2 раза, то есть до уровня 0,5-0,6 мЗв/год, который имеют большинство индустриально развитых стран. Приведенные данные подчер кивают важность работ, направленных как на повышение информативности медицинской рентгенодиагностики, так и на снижение при этом радиацион ной нагрузки на пациента.

В этом направлении в нашей стране давно проводится большая научно исследовательская и методическая работа. Труды Н.Н. Блинова (ст.), Н.Н. Блинова (мл.), Ю.А. Быстрова, А.Ю. Васильева, Ю.В. Варшавского, Л.В. Владимирова, С.А. Иванова, В.Н. Ингала, Б.М. Кантера, Н.А. Карловой, А.К. Карпенко, В.В. Клюева, Б.И. Леонова, А.И. Мазурова, Н.Н. Потрахова, Г.И. Прохватилова, Н.А. Рабухиной, Р.В. Ставицкого, М.Л. Таубина, Г.Е.

Труфанова, А.Н. Черния, Г.А. Щукина и других исследователей внесли ог ромный вклад в развитие медицинской рентгенодиагностики как в части со вершенствования методик и аппаратуры, так и в части снижения негативных эффектов, возникающих при рентгенологических исследованиях.

Таким образом, все вышеизложенное показывает необходимость про ведения широкого круга физических и медицинских исследований с целью совершенствования методов медицинской рентгенодиагностики.

Объектом исследования являются системы для медицинской рентге нодиагностики, основанные на использовании источников рентгеновского излучения с фокусным пятном микронных размеров.

Предмет исследования – эффекты и явления, возникающие при реа лизации методов микрофокусной медицинской рентгенодиагностики.

Целью диссертационной работы является исследование и внедрение в медицинскую практику метода микрофокусной фазоконтрастной рентгеногра фии, а также разработка и создание серийной аппаратуры для его реализации.

Реализация поставленной цели достигнута решением следующих задач:

- исследованием эффекта возникновения фазоконтрастных изображе ний биологических объектов при реализации способа микрофокусной меди цинской рентгенодиагностики;

- исследованием эффекта псевдообъемного изображения, возникаю щего при рентгеновской съемке биологических объектов с большим коэф фициентом прямого увеличения изображения;

- исследованием возможности повышения контрастности теневых рентгеновских изображений биологических объектов путем оптимизации спектрального состава рентгеновского излучения;

- исследованием особенностей взаимодействия рентгеновского излу чения с веществом при просвечивании биологических объектов с помощью источников излучения с фокусным пятном микронных размеров;

- внедрением в отечественную практику современных цифровых рентгенодиагностических систем, позволяющих в полной мере реализовать достоинства метода микрофокусной фазоконтрастной медицинской рентге нодиагностики.

Научная новизна работы отражается в следующих результатах:

- впервые теоретически обоснован и количественно оценен эффект возникновения фазоконтрастных изображений при исследовании биологи ческих объектов с помощью метода микрофокусной медицинской рентгено диагностики;

- разработан метод получения псевдообъемных изображений биоло гических объектов при проведении рентгенологического обследования с ис пользованием микрофокусных источников рентгеновского излучения;

- предложен метод повышения качества теневых рентгеновских изо бражений биологических объектов путем оптимизации спектрального со става излучения рентгеновской трубки для каждого типа рентгенологиче ских исследований;

- разработаны физическая и математическая модели взаимодействия рентгеновского излучения с веществом, позволяющие оценить радиацион ную нагрузку на пациента и персонал при проведении рентгенодиагности ческих исследований на микрофокусной аппаратуре;

- в результате теоретических и экспериментальных исследований раз работано семейство цифровых рентгенодиагностических комплексов для практической реализации метода микрофокусной фазоконтрастной рентге нографии.

Методы исследования.

Теоретические исследования выполнены с применением современных методов математического анализа и теории статистических решений. Для проведения экспериментальных исследований использовались действую щие образцы аппаратуры, созданной в СПбГЭТУ в процессе выполнения работы при непосредственном участии автора. Полученные результаты ис следований хорошо согласуются с известными теоретическими положения ми, что подтверждает достоверность и обоснованность научных положений и практических рекомендаций.

Практическая значимость работы.

В процессе работы созданы новые методы микрофокусной медицин ской рентгенодиагностики, а также разработаны различные типы микрофо кусной рентгеновской аппаратуры для их реализации, применяемые в на стоящее время в ведущих клиниках Российской Федерации.

Научные результаты, полученные в процессе работы – методы повы шения информативности рентгенодиагностики и оценки дозовых нагрузок во время рентгенологических обследований – легли в основу нескольких научно-исследовательских работ, проводимых в СПбГЭТУ.

Внедрение результатов.

Результаты работы нашли свое применение при разработке семейства микрофокусных рентгенодиагностических комплексов – первого отечествен ного портативного стоматологического комплекса «ПАРДУС-Стома», порта тивного комплекса для травматологии «ПАРДУС-Травма» и первого микро фокусного комплекса для ветеринарии «ПАРДУС-Зоо».

Разработанная аппаратура и методики ее применения внедрены в ле чебный процесс в признанных научно-медицинских центрах России - Воен но-Медицинской Академии им. С.М. Кирова, Главном военном клиниче ском госпитале МО РФ им. Н.Н. Бурденко, Государственной медицинской академии им. И.И. Мечникова, Центральном военном клиническом авиаци онном госпитале МО РФ, Московском государственном медико стоматологическом университете и других.

Кроме того, полученные в работе научно-методические результаты внедрены в учебный процесс подготовки специалистов в области рентгено техники на кафедре электронных приборов и устройств СПбГЭТУ и подго товки врачей-рентгенологов на кафедрах лучевой диагностики МГМСУ и рентгенологии ВМедА.

В результате проведенных теоретических и экспериментальных ис следований на защиту выносятся следующие научные положения:

1. Реализация метода получения фазоконтрастных изображений био логических объектов с использованием микрофокусных источников рентге новского излучения повышает распознаваемость малоконтрастных деталей изображения в 1,52 раза по сравнению с традиционными методами.

2. Разработанный метод получения псевдообъемных теневых рентге новских изображений позволяет получать информацию о пространственном расположении дефектов в исследуемых биологических объектах при дозо вых нагрузках в 710 раз меньших, чем при использовании традиционного метода компьютерной рентгеновской томографии.

3. Предложенный способ повышения контрастности теневых рентге новских изображений биологических объектов, основанный на оптимизации спектрального состава излучения рентгеновской трубки, позволяет в 1,31, раза повысить вероятность обнаружения дефектов на изображении.

4. Метод оценки радиационной нагрузки на пациента и персонал, учи тывающий изменение полного спектра излучения рентгеновской трубки при взаимодействии с исследуемым объектом, повышает в 24 раза точность оценки дозовых нагрузок получаемых пациентом в ходе проведения рентге нологического обследования.

5. Разработанные при непосредственном участии автора, прошедшие апробацию и внедренные в ведущих клиниках в период с 2005 по 2010 годы цифровые микрофокусные комплексы семейства «ПАРДУС» для стоматоло гии, травматологии и ветеринарии позволяют реализовать на практике метод микрофокусной фазоконтрастной медицинской рентгенодиагностики.

Апробация работы. Результаты исследований прошли неоднократное широкое обсуждение и были одобрены на международных, всероссийских и региональных конференциях, съездах и научных форумах:

II, III и IV Международные конгрессы «Невский радиологический фо рум» (Санкт-Петербург, 2005- 2009 годы), II Евразийский конгресс по ме дицинской физике и инженерии «Медицинская физика-2005», VI-XI Между народные НТК «Медико-технические технологии на страже здоровья» (Мо сква, 2004-2009 годы), Межрегиональная НПК «Лучевая диагностика в сто матологии и челюстно-лицевой хирургии» (Москва, 2008 год), Всероссий ский конгресс лучевых диагностов (Москва, 2008 год), Международная НПК «Nowe trendy w agrofizyce» (Польша, 2008 год), Международная НТК «Ра диология» (2008 – 2010 годы), НТК «Ориентированные фундаментальные исследования и их реализация в АПК России» (Москва, 2009 год), 59- НТК, посвященные Дню радио (Санкт-Петербург, 2004 – 2010 годы), НТК «Актуальные вопросы челюстно-лицевой хирургии и стоматологии» (Санкт Петербург, 2009 год), НТК «Радиология» (2008-2010).

Разработанные при участии автора приборы – микрофокусный рент генодиагностический комплекс «ПАРДУС-Стома» для стоматологии, пор тативный комплекс «ПАРДУС-Травма» для травматологии и первый мик рофокусный комплекс для ветеринарии «ПАРДУС-Зоо» – демонстрирова лись на международных и всероссийских выставках, в том числе «Здраво охранение» (Москва, 2006 и 2008 год), «Российский промышленник» (Санкт- Петербург, 2005 – 2009 годы), «Неделя высоких технологий» (Санкт Петербург, 2006 – 2009 годы), «Здравоохранение. Стоматология» (Воронеж, 2007 – 2009 годы), где неоднократно награждались дипломами и медалями.

Комплекс «ПАРДУС-Стома», методики микрофокусной съемки для которого созданы при непосредственном участии автора диссертационной работы, удостоен «Гран-при» на Петербургской международной техниче ской ярмарке 2010 года.

По теме диссертации опубликовано 55 печатных работ (из них 11 в рекомендованных ВАК изданиях), методическое и три учебных пособия.

Получено 2 Патента РФ на полезную модель, 3 Патента на изобретение и Свидетельства о регистрации программы для ЭВМ.

Структура и объем диссертации. Диссертационная работа состоит из введения, пяти глав, заключения, списка литературы, включающего наименований и приложений с актами внедрения. Основная часть работы изложена на 215 страницах машинописного текста. Работа содержит 65 ри сунков и 14 таблиц.

СОДЕРЖАНИЕ ДИССЕРТАЦИИ Первая глава посвящена современному состоянию медицинской микрофокусной рентгенодиагностики, ее возможностям и перспективам развития.

С точки зрения развития рентгенодиагностики в целом, в настоящее время наиболее приоритетными являются две задачи - повышение инфор мативности рентгеновских изображений и снижение дозы облучения паци ента в процессе рентгенологического обследования. Решение обеих этих за дач возможно при реализации на практике метода микрофокусной рентге нодиагностики – одного из перспективнейших направлений, являющегося бесспорным российским приоритетом. Основанием для подобного вывода служит тот факт, что микрофокусная рентгенография, наряду с рентгенов ской томографией, позволяет получать как дополнительную, так и принци пиально новую диагностическую информацию по сравнению с традицион ными контактными способами съемки. В отличие от рентгеновской компью терной томографии, при микрофокусной съемке получение большего объема информации не обусловлено повышением радиационной нагрузки на объект исследования – наоборот, эффективная доза облучения пациента при прове дении одних и тех же рентгенологических процедур в случае использования микрофокусных источников излучения может быть в несколько раз снижена даже по сравнению со стандартной рентгенодиагностикой.

Микрофокусная рентгенография, как самостоятельное направление ме дицинской диагностики, оформилась в нашей стране в конце 90-х годов про шлого века и до сих пор, несмотря на спад промышленного производства, продолжает быстро развиваться. Важнейшей отличительной особенностью микрофокусного способа съемки является возможность получения резких уве личенных изображений различных органов, что значительно повышает диаг ностическую ценность снимков.

Рис. 1. Микрофокусные снимки скелетированных препаратов позвонков.

Слева направо: без увели чения, с пяти- и десяти кратным прямым увеличе нием изображения. С по вышением кратности уве личения растет количество определяемых деталей видны костные балки, их направление и взаиморас положение.

Принцип микрофокусной рентгенографии состоит в производстве снимков при значительно меньшем, чем при обычной съемке, расстоянии между фокусным пятном рентгеновской трубки и объектом, с одновремен ным удалением регистрирующей системы (например, пленки) от объекта.

В настоящее время понятие «микрофокусная рентгенография» вклю чает в себя совокупность способов получения рентгеновских изображений с помощью источников излучения, размер фокусного пятна которых состав ляет менее 0,1 мм (в соответствии с ГОСТ 22.091.9-86).

Однако максимальный размер фокусного пятна 100 мкм является ру бежом между микрофокусной и стандартной рентгенографией не только по тому, что так регламентирует ГОСТ. Исследования, проводимые в течение ряда лет в нескольких научных и медицинских центрах и, в первую очередь, в СПбГЭТУ, показали, что причиной этому служат существенные особен ности формирования рентгеновского изображения в медицинской диагно стике при использовании источников излучения фокусным пятном микрон ных размеров.

Поскольку при съемке с увеличением принципиально выдерживается определенное расстояние между объектом и приемником излучения, на по следний падает существенно меньшее количество рассеянного излучения. В отечественной рентгенодиагностической практике это явление получило на звание «эффект воздушной подушки».

2 3 а а б Рис. 2. Механизм возникновения эффекта воздушной подушки.

а – съемка с увеличением;

б – контактная съемка.

1 – микрофокусный источник излучения;

2 – ось пучка излуче ния;

3 – объект;

4 – приемник изображения.

б –––– прямое излучение;

- - - - рассеянное излучение.

Помимо возможности получения увеличенных изображений, микрофо кусный источник излучения обеспечивает (пользуясь фотографическими оп ределениями) большую глубину резкости при просвечивании. Практически в любом положении объекта съемки на оси между источником и приемником излучения резкость изображения будет высокой, что, в частности, позволяет с успехом использовать способы микрофокусной рентгенографии для про свечивания объектов, меняющих положение в процессе съемки.

Еще одним фактором повышения информативности микрофокусных рентгеновских изображений является эффект «псевдообъемного» изображе ния. Рентгеновское изображение, полученное традиционным методом кон тактной рентгенографии, характеризуется как проекционное, поскольку со держит тени (проекции) от всех анатомических структур, попадающих в по ле облучения. Очевидно, что при передаче изображения объемных органов тела на плоскую поверхность снимка неизбежно происходит потеря инфор мации, в ряде случаев необходимой для своевременной и точной установки диагноза. Сохранить эту информацию путем формирования псевдообъем ных изображений позволяет микрофокусная рентгенография.

Рис. 3. К пояснению механизма возникновения псевдообъемного а изображения.

а – внешний вид объекта (четырех коренной зуб), б – контактная съемка, в – съемка с прямым многократным увеличением.

1 – поток излучения, 2 – исследуемый объект, 3 – плоскость при емника изображения, 4 – проекция изображения объекта при кон тактной съемке, 5 – «плоское» изображение объекта 6 – микрофо кусный источник излучения, 7 - проекция изображения при съемке с увеличением, 8 – «псевдообъемное» изображение объекта.

б 1 2 3 4 6 1 2 3 в На рисунке 3 приведены геометрические построения, обосновываю щие возможность получения с помощью микрофокусной съемки новой ди агностической информации (в приведенном примере – количество корней зуба и их взаимное расположение). Благодаря описанному механизму эф фект «псевдообъемного» изображения обеспечивает, например, существен ные преимущества способу микрофокусной съемки по сравнению с извест ным ортопантомографическим способом при получении снимков зубо челюстной системы (рис. 4).

Рис. 4. Примеры микрофокусных псевдообъемных рентгеновских изображений в стоматологии.

Обобщая описанные достоинства микрофокусной рентгенографии можно утверждать, что по своим диагностическим возможностям она зна чительно превосходит по качеству стандартные (в том числе цифровые) способы съемки, при этом с повышением кратности увеличения возрастает количество определяемых деталей в единице объема при сохранении кон трастности и резкости изображения. Кроме того, сочетание микрофокусной рентгенографии и цифровых систем регистрации позволяет повысить эф фективность и качество исследований.

Результаты экспериментальных исследований позволяют утверждать, что микрофокусная рентгенография способна заменить большинство при меняемых в настоящее время рутинных исследований, и может быть ис пользована как самостоятельная, так и как дополнительная методика для уточнения мелких и малоконтрастных деталей. При этом, за счет использо вания фокусного пятна малых размеров и расходящегося пучка рентгенов ского излучения, возможно получение контрастных, высокодетальных, объ емных изображений объекта, что чрезвычайно важно для использования этой методики в различных областях медицины, стоматологии, травматоло гии, судебной экспертизы, в том числе – в полевых условиях, неспециали зированных помещениях, в условиях приемного отделения стационаров скорой помощи или в травмпунктах.

Вторая глава посвящена исследованию эффекта возникновения фа зоконтрастных изображений при реализации метода микрофокусной рент генографии.

В традиционной рентгенодиагностике контраст получаемого изобра жения просвечиваемого объекта обусловлен распределением плотности по тока (количества квантов) рентгеновского излучения за объектом, и в этом случае используется понятие амплитудного контраста теневого рентгенов ского изображения. При получении традиционных снимков ослабление из лучения, проходящего через объект, существенным образом зависит от энергии квантов этого излучения, а также химического состава, толщины и плотности объекта и может быть в общем виде описано выражением (E) - d (1) N(Е)=N0 (Е) e, где N(E) – спектральная плотность потока прошедшего сквозь объект излу чения, N0(E) – спектральная плотность потока падающего на объект излуче ния, (E) – спектральная зависимость массового коэффициента ослабления излучения для вещества объекта, – плотность объекта, d – толщина объекта.

1 2 3 4 Рис. 5. Традиционный способ получения рентгеновских снимков.

1 – фокусное пятно, 2 – поток излучения, 3 – объект просвечивания, 4 – распределение плотности потока излучения за объектом, 5 – рентгеновское изображение объекта.

Однако, помимо поглощения и рассеяния, поток рентгеновского излу чения, проходя сквозь объект, преломляется вследствие разности плотно стей окружающей среды и вещества объекта, а также неоднородного рас пределения плотности в самом веществе. На границе раздела сред с разной плотностью «отдельная» падающая волна меняет направление своего дви жения. При этом падающая и преломлнная волны расположены в одной плоскости с нормалью к поверхности раздела сред в точке падения, причм в более плотной среде преломлнная волна отклоняется от нормали. Угол отклонения от первоначального направления движения является разно стью между углом падения волны 1 и углом е преломления 2.

Рис. 6. Излучение на а 1 б границе раздела сред.

а – преломление, б – полное отражение.

1 – нормаль, 2 и 3 – среды с различным = 1 min коэффициентом пре ломления, 1, 2 и – углы падения, прелом ления и отклонения.

Величина угла отклонения определяется декрементом показателя преломления среды (вещества объекта) n и зависит от угла падения.

ctg( 1 ), (2) где = 1 - n, n – показатель преломления. Показатель преломления для раз личных веществ и значений энергии квантов рентгеновского излучения раз личен, причм декремент показателя преломления меняется приблизительно пропорционально квадрату длины волны. Из выражения (2) видно, что при перпендикулярном падении волны на поверхность объекта ее преломления не происходит, то есть = 0. С уменьшением угла падения угол отклонения растт и достигает максимального значения мах при угле преломления 2, равном нулю. Соответствующий этому значению угла преломления угол падения является наименьшим углом min, при котором рентгеновское излу чение может входить в объект через поверхность раздела сред. Расчты по казывают, что, например, для MoK -линии рентгеновского излучения на кальците при угле падения 450 угол отклонения составит всего 0,4 с, при уг ле падения около 60 – уже 4 с, а максимальный угол отклонения равен мин. Очевидно, что кванты излучения, падающие на поверхность объекта под большими углами, не играют сколько-нибудь значительной роли в опи сываемом механизме перераспределения потока излучения и взаимодейст вуют с веществом путем поглощения или рассеяния.

Таким образом, в результате перераспределения потока излучения границей раздела двух деталей просвечиваемого объекта на рентгеновском снимке повышается контраст изображения границ исследуемых деталей, при этом изменяется фаза первичной волны, а амплитуда остается неизмен ной. Поэтому возникающий вследствие преломления излучения контраст изображения получил название фазового контраста.

Формирование фазоконтрастного изображения поясняет рисунок 7.

Видно, что наилучшие условия для повышения контраста изображения на границах объекта будут обеспечены при использовании параллельного по тока излучения или точечного источника, т.е. при строго определенном на правлении движения квантов (рис. 7 а, в). Использование фокусного пятна конечных размеров, как это принято в обычной рентгенографии, приводит к уменьшению эффекта фазового контраста (рис. 7 б).

6 2 1 t dи d a Nфк 2 4 1 t dи d б Nфк 1 3 2 4 t dи d в Nфк Рис. 7. Механизм возникновения фазового контраста рентгеновского изображения.

1 – источник излучения, 2 – объект, 3 – плоскость изображения, 4 – распределение потока квантов, 5 – изображение объекта, 6 – темная оконтуривающая линия, 7 – светлая оконтури вающая линия, t – область возникновения наблюдаемого фазового контраста, d – диаметр объекта, dи – диаметр изображения, Jфк – интенсивность фазоконтрастного сигнала.

а – параллельный поток излучения, d=dи, t1~t3, Nфк1~ Nфк3;

б – источник излучения с протяженным фокусным пятном, d~ dи, t2t3, Jфк2Jфк1;

в – точечный (микрофокусный) источник излучения, d dи.

Очевидно, что уменьшение величины фазового контраста должно происходить и при использовании вместо монохроматического (характери стического) полихроматического (тормозного) излучения. Однако, как пока зали экспериментальные и теоретические исследования, снижение величи ны фазоконтрастного сигнала в реальных условиях микрофокусной съемки для диапазона напряжений рентгеновской трубки от нескольких киловольт до нескольких десятков киловольт не превышает 10%.

Теоретически описанный фазоконтрастный механизм возникновения рентгеновского изображения имеет место при любом способе рентгеноди агностики, однако в традиционной рентгенографии основную роль играет амплитудно-контрастный механизм, так как вклад фазового контраста из-за размытия изображения, создаваемого протяженным фокусным пятном, весьма незначителен.

Поэтому в случаях, когда объект состоит из деталей, близких по хи мическому составу или с небольшим атомным номером материала, на обычных рентгеновских снимках эти детали мало различимы. Но именно для органических материалов и материалов с атомными номерами до 20 ве роятность отклонения квантов излучения поверхностным слоем объекта может быть в сотни и более раз (в зависимости от энергии квантов) выше, чем вероятность их поглощения. Соответственно, благодаря использованию механизма фазового контраста, может быть получено гораздо больше диаг ностической информации о таких объектах. При этом вследствие того, что повышение контраста происходит за счт перераспределения, а не поглоще ния квантов излучения, изображение мелких малозаметных деталей, при годное для уверенного диагностирования, может быть получено при мень ших дозах облучения всего объекта.

На реальных снимках свидетельством возникновения фазового кон траста является наличие тмной и светлой оконтуривающих линий непо средственно вокруг изображения объекта или на границе сред с различной плотностью. Тмная линия свидетельствует о локальном увеличении, а светлая – об уменьшении количества квантов рентгеновского излучения в их общем потоке (если говорить о традиционном изображении – например, на рентгеновской пленке), вследствие отклонения от первоначального на правления распространения. Ширина и интенсивность линий определяются условиями съмки и особенностями объекта. В целом, в зависимости от степени проявления описываемого эффекта помимо увеличения контраста изображения увеличивается также и его резкость (чткость).

На сегодняшний день объектами исследования методом фазового контраста, в первую очередь, являются биологические и растительные тка ни, например, лгочная, жировая и мышечная, связки, кровеносные сосуды, семена и фрагменты растений, насекомые. Из отдельных органов особый интерес представляет получение изображений молочной железы с возмож ными уплотнениями и микрокальцинатами.

До недавнего времени для получения фазоконтрастных изображений использовались сложные рентгенооптический схемы, содержащие мощный источник излучения (рентгеновская трубка с вращающимся анодом или синхротрон), два и более кристалла-монохроматора, сканирующие устрой ства и так далее (рис. 8).

Рис. 8. Традиционная схема по 1 2 3 лучения фазоконтрастных изо бражений с использованием кристаллов-монохроматоров.

1 – первичный поток излуче ния, 2 – монохроматоры, 3 – ис следуемый объект в держа теле, 4 – выходной пучок, несу щий информацию об объекте, 5 – система перемещения мо нохроматоров Данная схема обладает значительными недостатками, препятствую щими ее внедрению в клиническую практику – значительной сложностью конструкции, высокой стоимостью и большим временем анализа (обуслов ленным необходимостью сканирования), что приводит к невозможности анализа реальных биологических объектов сколько-нибудь значительного размера.

Более простой и удобной в эксплуатации в настоящее время представ ляется бескристальная схема на основе современных микрофокусных ис точников рентгеновского излучения и цифровых устройств для визуализа ции изображения (рис. 7в).

Чтобы определить вклад фазового контраста в формирование изобра жения при микрофокусной съемке требуется его корректное математиче ское описание. Поскольку плотность почернения рентгеновской пленки пропорциональна интенсивности излучения у поверхности приемника, то задача моделирования теневого фазоконтрастного рентгеновского изо бражения в общем случае сводится к нахождению пространственного рас пределения спектральной плотности потока излучения в плоскости при емника.

В качестве математической модели для расчета выбран сферический объект радиуса R, центр которого расположен на расстоянии x от источника излучения и на расстоянии X от приемника излучения (рис. 9).

Используемая в последующих расчетах переменная d – координата в плоскости детектора, в которой определяется спектральная плотность пото ка квантов N в зависимости от условий прохождения потока излучения. В общем случае возможны следующие механизмы взаимодействия излучения с веществом на пути от источника до приемника:

I. Ослабление слоем воздуха между источником и приемником (излу чение проходит «мимо» объекта);

II. Ослабление в веществе исследуемого объекта (излучение проходит через объект, классический амплитудный контраст);

III. Отражение излучения на границе раздела двух сред (объект-воздух) при падении под углом, меньшим, чем угол полного внешнего отражения;

IV. Преломление излучения при прохождении его через исследуемый объект (искажение классической картины распределения интенсивности из лучения за объектом).

Кроме того, для описания пространственного распределения спек тральной плотности потока излучения в плоскости приемника, необходимо учесть размытие изображения, связанное с тем, что фокусное пятно имеет конечные размеры.

d Рис. 9. К описанию механизма прямолинейного H прохождения рентгеновского излучения.

C B G d0d F F I E D A O R x X Рассмотрим указанные случаи по отдельности.

I. В случае распространения излучения в направлении AH (рис. 9) стоит задача найти спектральную плотность (3) в точке Н в плоскости де тектора N(E) = N0 (E) exp(- в (E) Dв ), (3) где N0(E) – спектральная плотность излучения трубки на один стерадиан, µв(Е) – коэффициент линейного ослабления рентгеновского излучения воз духом, Dв – толщина слоя воздуха на пути распространения рентгеновского излучения, в нашем случае – АН.

Поскольку ослабление излучения пропорционально квадрату расстоя ния, то для распространения излучения вдоль центральной оси пучка (крат чайшего расстояния между фокусным пятном и плоскостью детектора) справедливо будет написать выражение (4):

N(E) = N 0 (E) exp(- в (E) Dв ). (4) (x + X) Если излучение распространяется под некоторым углом, например до точки Н в плоскости приемника то распределение плотности потока от ко ординаты в плоскости приемника приобретет следующий вид:

(x+X)2 +d exp - в (E) E max Nпр (d) = N0 (E) dE. (5) (x+X)2 +d II. Если рассматривать ослабление излучения в объекте в направлении AG, то тогда выражение (5) разбивается на два – излучение ослабляется в слое воздуха AE + FG и слое вещества EF. В этом случае задача нахождения распределения плотности потока излучения в плоскости детектора сводится к тому, чтобы выразить EF через DG, то есть через переменную d. При этом расстояние d0 образовано касательной, проведенной из точки A к поверхно сти просвечиваемого объекта (через точку В). Тогда если d d0, то распреде ление описывается выражением (5), если d d0, то выражением (6):

d2 x exp - о (E) R (x + X)2 + d E max N осл (d) = N 0 (E) (x + X)2 + d. (6) d2 x 2 2 exp - в (E) (x + X) + d - R (x + X)2 + d dE (x + X)2 + d Выражения (5) и (6) позволяют описать распределение спектральной плотности потока излучения в плоскости приемника при ослаблении излу чения сферическим объектом.

Рис. 10. Распределение плотности потока излучения при традиционном ослаблении объектом (х = 10 см, Х = 10 см, R = 1 см) III. При падении под углом, меньшим, чем угол полного внешнего от ражения, происходит полное отражение от поверхности объекта (рис. 11).

d K Рис. 11. К описанию механизма отражения рент геновского излучения на границе раздела сред.

На участке DJ распределение потока излучения описывается выражением (6).

На участке JC излучение не достигает поверхности детектора, а отражается от поверхности объекта, создавая дополнительную засветку участка CK, на который падает прямой пучок («мимо» объекта) и отраженный.

C J B M L R A D O N x X В диапазоне между AC и AJ излучение в плоскости приемника отсут ствует – кванты распределяются в плоскости приемника выше точки С. То гда можно утверждать, что засветки детектора на участке CJ не будет, излу чение будет «размыто» по участку CK и для определения распределения по тока квантов требуется найти KD и DJ:

R sin( ) 2 X), (7) DJ tg arcsin (x x R sin KD X R 1 sin arcsin 2 x (8) R sin R sin 2 tg 2 arcsin R sin arcsin.

x 2 x IV. Для корректного описания распределения потока излучения после прохождения объекта необходимо учесть преломление излучения, прохо дящего через объект. Изменение направления распространения излучения показано на рисунке 12. Ввиду малого значения коэффициента преломления пути с отклонением и без него очень близки, при этом квант, который дол жен прийти в точку G, придет в точку P, так как коэффициент преломления для рентгеновского излучения больше единицы.

d Рис. 12. К описанию механизма преломления рент геновского излучения при прохождении через объ ект.

За счет отклонения потока излучения кванты могут C попасть в ту область, которая была бы полностью незасвеченной за счет полного внешнего отражения. P B d T Q G F E d A D O S x X Тогда плотность потока излучения за объектом изменится с Nосл(d) на Nосл(d), где d=DP. Связь между координатой в плоскости приемника, куда должно было бы прийти излучение d и куда оно отклонилось d, вследствие преломления описывается выражением (9) d ' (X R cos(2 )) tg(2 ), (9) R sin(2 ) d x sin n x sin где arctg arcsin,,,.

arcsin xX R R Полученные зависимости позволяют получить распределение плотно сти потока излучения в плоскости приемника с учетом механизмов взаимо действия, описанных в I-IV (рис. 13).

Рис. 13. Распределение плотности потока излучения с учетом поглощения в объекте, полного внешнего отражения и преломления (х = 10 см, Х = 10 см, R = 1 см).

В предыдущих математических расчетах размер фокусного пятна не учитывался, но для корректного описания распределения плотности потока излучения в плоскости приемника необходимо учесть возникновение гео метрической нерезкости изображения, связанное с тем, что фокусное пятно имеет конечные размеры. Для оценки влияния этого фактора на размытие изображения необходимо значение интенсивности в каждой точке рассчи танного спектра умножить на плотность распределения яркости фокусного пятна с учетом коэффициента увеличения изображения.

Известно, что распределение излучения по диаметру в случае круглого фокусного пятна может быть аппроксимировано нормальным законом и ес ли принять условие «трех сигм», которое в данном случае означает, что все кванты излучения, формирующие рентгеновское изображение фокусного пятна, будут сосредоточены в круге радиусом 3 (R = 3 ). Если учесть уве личение изображения, то форму распределения фокусного пятна в плоско сти приемника для случая бесконечно малой точки можно описать выраже нием (10):

d m F(d) = exp -, (10) 2 где m = (X+x)/x - коэффициент увеличения изображения для рассматривае мой модели. Тогда распределение спектральной плотности потока излуче ния в плоскости приемника приобретет следующий вид:

N(d) = N0 (E, d) F(d)dE.

0 (11) Распределение плотности потока излучения с учетом поглощения в объекте и размытия изображения (х = 10 см, Х =1 0 см, R = 1 см, диаметр фокусного пятна – 0,2 мм) представлено на рисунке 14.

Рис. 14. Распределение плотности потока излучения с учетом размытия за счет конечных размеров фокусного пятна (х = 10 см, Х = 10 см, R = 1 см) В условиях микрофокусной рентгенографии путм обоснованного вы бора коэффициента увеличения изображения, характеристик примника изображения и других параметров съмки эффект фазового контраста может быть значительно усилен. Примером практической реализации разработан ного метода может послужить исследование маммографического тест объекта, внешний вид и выполненный контактным способом рентгеновский снимок которого представлен на рисунке 15.

Рис. 15. Внешний вид и рентгеновский снимок маммографического теста.

Контактная съемка и протяженное фокусное пятно делает эффект фа зового контраста на де талях тест-объекта прак тически незаметным для рентгенолога.

На рисунке 16 представлен снимок участков тест-объекта, выполнен ный способом съемки с увеличением. Снимок получен с помощью микро фокусного рентгеновского аппарата семейства «ПАРДУС», коэффициент увеличения равен 6, размер фокусного пятна – около 20 мкм.

Рис. 16. Снимки маммо графического теста, вы полненные по техно логии микрофокусной фазоконтрастной рентге нографии.

Отчетливо заметны оконтуривающие линии на границах деталей объекта, даже имеющих одинаковую плотность.

Для повышения информативности микрофокусных фазоконтрастных снимков, предложен способ, поясняемый рисунком 17.

Рис. 17. Принцип обработки фазоконтрастных изображений.

а – исходный снимок, б – искусственно «размытый» снимок, в – обработанный снимок.

Предлагаемый способ заключается в дополнительном выделении де талей изображения, возникновение которых обусловлено явлениями фазо вого контраста на фоне амплитудного контраста. Полученный снимок (со держащий фазовую и амплитудную составляющую контраста) искусственно размывается, после чего исходный и полученный снимки вычитаются один из другого. В областях, далеких от границ раздела двух сред, плотности по чернения снимков одинаковы и их разность равна нулю (то есть общий фон на рисунке 17в может быть практически белым или черным). В тех же об ластях изображения, которые соответствуют границам раздела сред, будет наблюдаться значительное повышение видимости этих границ.

а б Рис. 18. Снимок участка тест-объекта (с 15-кратным прямым увеличением) а – микрофокусный снимок, б – результат обработки.

На рисунках 18 и 19 приведены снимки фрагмента маммогграфиче ского тест-объекта и задней лапы кролика, полученные с большим увеличе нием. Режим съемки – напряжение 20 кВ, экспозиция 0,5 мАс. На рисунке 20б оконтуривающие линии хорошо видны не только на изображении кос тей, но и на границах раздела отдельных мышц.

а б Рис. 19. Снимок участка бедра кролика (с 10-кратным прямым увеличением).

а – микрофокусный снимок, б – результат обработки.

Предлагаемый способ получения фазоконтрастных изображений с помощью микрофокусных источников излучения с последующей их обра боткой позволяет совершить качественный скачок в медицинской рентгено диагностике мягких тканей – получать новую и дополнительную диагно стическую информацию по сравнению с традиционными снимками не при бегая к сложным методам компьютерной томографии.

В третьей главе рассмотрены вопросы, связанные с повышением информативности микрофокусных рентгеновских снимков путем оптими зации спектра излучения.

Очевидно, что при реализации микрофокусной рентгенографии рез кость получаемого изображения значительно возрастает, но в то же время необходимое повышение напряжения рентгеновской трубки приводит к большей «жесткости» спектра, что ведет к некоторому снижению контраста.

Традиционно в медицинской рентгенографии в качестве материала анода используется вольфрам, позволяющий получить достаточно большие мощ ности излучения. Однако во многих областях рентгенодиагностики, напри мер, дентальной рентгенографии или маммографии, используются относи тельно небольшие напряжения (от 20 до 60 кВ) и на вольфрамовой мишени возбуждается только тормозная составляющая спектра. Применение анода с меньшим атомным номером (Z в диапазоне от 40 до 50) позволит использо вать и характеристическую составляющую спектра, и, тем самым, максимум спектральной интенсивности будет смещен в более мягкую область. Сме щение максимума спектральной интенсивности приведет к тому, что поток излучения трубки станет менее энергетичным при сохранении общей высо кой интенсивности, что позволит получить более контрастное изображение.

Для обоснования изложенных выше предположений было проведено моде лирование спектров излучения рентгеновской трубки с различными анода ми при прочих равных условиях съемки.

На рисунке 20 представлены результаты моделирования спектраль ного состава излучения до и после прохождения через объект исследования.

Сплошной линией показан спектр излучения до взаимодействия с объектом (фантомом костной ткани), пунктирной линией - после взаимодействия.

Отношение площадей кривых характеризует контрастность изображения объекта.

а б N, N, имп/(сср) имп/(сср) Е, кэВ Е, кэВ Рис. 20. Спектры излучения трубки с вольфрамовой (а) и молибденовой (б) мишенями.

На спектре трубки с молибденовым анодом видны линии характери стического излучения, что позволяет предположить повышение контраста изображения в низкоэнергетичной области спектра. Для проверки теоретиче ских расчетов было проведено просвечивание стандартного тест-объекта (алюминиевый клин с глухими отверстиями) и участка костной ткани.

Рис. 21. Тестовый сни а б мок алюминиевого кли на и участка челюсти.

а - мишень трубки из вольфрама, б – из мо либдена.

Режим съемки – 60 кВ, 0,5 мАс. Хорошо замет но, что контраст изо бражения как клина, так и костной ткани существенно выше при использовании трубки с молибденовой мише нью.

В результате проделанных экспериментов было получено практиче ское подтверждение возможности повышения контрастности микрофокус ных рентгеновских изображений путем оптимизации выбора материала анода рентгеновской трубки. Изменение напряжения в более широком диа пазоне приводит к необходимости выбора другого материала анода – с бо лее высоким атомным номером для более жесткого излучения (то есть со хранение традиционного вольфрама для таких исследований как флюоро графия при напряжениях 80-90 кВ) и с более низким для мягкого излучения (например, медь для просвечивания при энергиях 20-30 кВ в маммографии).

Для оценки качества снимков была создана компьютерная программа, по зволяющая моделировать контраст рентгеновских снимков при различных условиях просвечивания.

Рис. 22. К оценке кон а б в траста изображения с по мощью компьютерного моделирования.

а - рентгеновский сни-мок алюминиевого кли-на при 40кВ, б – моделированное изобра-жение снимка при 40кВ, в – моделированное изображение снимка с учетом шума.

Сравнение представленных теоретических результатов с практиче скими показывает, что разработанная программа позволяет адекватно моде лировать процесс рентгеновского просвечивания.

В четвертой главе рассмотрены методы определения дозовых нагру зок на пациента при проведении рентгенодиагностических исследований с помощью микрофокусной рентгенографии.

Поскольку традиционные способы определения дозовых нагрузок трудноприменимы в случае микрофокусной рентгенографии, была разрабо тана методика, позволяющая на основе анализа изменения спектрального состава излучения трубки при прохождении через исследуемый объект оп ределить как поглощенную объектом энергию, так и рассчитать для биоло гических тканей эффективную эквивалентную дозу.

В общем случае спектр излучения трубки является результатом двух составляющих: тормозного и характеристического рентгеновского излуче ния. Тормозное излучение рентгеновской трубки можно охарактеризовать спектральной плотностью потока излучения [фот/(с ср кэВ)]:

Nt(E) k Z i а (E 0 E 1), (12) где k – константа, равная 8.8 108, Z – атомный номер материала мишени рентгеновской трубки;

ia – анодный ток трубки, Е0 – энергия ускоренных электронов (E0 = U e).

Плотность потока характеристической линии Nxq [фот/(с ср)] в спек тре первичного излучения определяется выражением:

1. q p R Е Nxq k1 i a 1, (13) Z Eq где k1 – константа, равная 5 1014, Z – атомный номер материала мишени рентгеновской трубки, ia – анодный ток трубки, Е0 – энергия ускоренных электронов, Еq – энергия ионизации q-уровня, q – выход флюоресценции q уровня, р – доля флуоресценции данной характеристической линии, R=1 (7 ZM-80)/(14 ZM-80);

=3.8 10-2 для К-серии характеристического излучения;

=0.11 для L-серии.

Как известно, в общем случае линейный коэффициент ослабления ослабление потока рентгеновского излучения в законе Бугера-Ламберта яв ляется суммой коэффициентов некогерентного и когерентного рассеяния, а также фотопоглощения:

(E) к (E) нк (E) (Е), (14) где нк (E) 1 E, к (E) (1 4 E)( 0 1E 2 E 2 3E 3 ) 1, E iE i, а и i– безразмерные табулированные коэффициенты.

(E) i i Тогда спектр излучения трубки, например с прострельным анодом, можно определить следующим образом:

E 1 exp((x 1 x) M (E)) Nt(E) k Z i a E, (15) exp((x 2 ) ВО (E)) exp((x 4 ) Ф (E)) exp((x 3 x 5 ) СР (E)) q p R 1. E exp((x 1 x) M (E q )) Nxq k1 i a Eq Z, (16) exp((x 2 ) ВО (E q )) exp((x 4 ) Ф (E q )) exp((x 3 x 5 ) Air (E q )) где х1 – толщина мишени, х2 – выпускного окна, х3 и х5 – расстояния от трубки до фильтра (обычно берется равным нулю) и от фильтра до объекта, х4 - толщина фильтра, М(E) – линейный коэффициент ослабления рентге новского излучения материалом мишени, ВO(E) –материалом выпускного окна (обычно бериллия), Ф(E) – материалом фильтра, Air(E) –средой меж ду трубкой и исследуемым объектом (чаще всего воздухом).

Таким образом можно рассчитать суммарную энергию всех частиц у поверхности объекта:

E Еэксп (Nt(E) Е)dE Nxq Eq. (17) q Пример расчета (напряжение – 100 кВ, ток – 50 мА, трубка с про стрельным вольфрамовым анодом, первичный фильтр – 4 мм алюминия) приведен ниже.

N, имп/(сср) Е, кэВ Рис. 23. Спектральная зависимость излучения трубки.

Зная суммарную энергию квантов, падающих в единицу времени на по верхность просвечиваемого объекта и спектральную зависимость коэффици ентов поглощения излучения можно определить экспозиционную дозу – как количество энергии, поглощаемое элементарным слоем воздуха, а далее, пользуясь тем же принципом, можно рассчитать поглощенную дозу.

Ранее для расчета поглощенной дозы использовались специальные переводные коэффициенты, так как вместо спектральной зависимости излу чения использовалась эффективная длина волны излучения, зависящая от напряжения трубки и используемого первичного фильтра. В предложенном методе для каждого кванта учитывается вероятность его поглощения в ос лабляющем слое, зависящая от энергии этого кванта, что позволяет рассчи тать суммарную энергию всех поглощенных квантов – то есть непосредст венно определить поглощенную дозу в слое и затем перевести ее в эффек тивную эквивалентную дозу.

Наличие данных, позволяющих описать спектральную зависимость массового коэффициента поглощения для различных биологических тканей позволяет впрямую рассчитать эффективную эквивалентную дозу для облу чаемого биологического объекта. Для расчета были использованы спек тральные зависимости коэффициента поглощения для различных тканей и тканеэквивалентных масс.

б а Рис. 25. Линейные коэффициенты поглощения, используемые в диагностике.

а - рассчитанная (сплошная линия) и экспериментальная (точки) зависимости для ткане эквивалентной пластмассы П2Д-КБТ (имитатор костной ткани), б - коэффициенты по глощения для реальных биологических тканей.

Примером расчета эффективной эквивалентной дозы с использовани ем указанной методики может служить расчет дозы, полученной пациентом при проведении флюорографического обследования.

а б N, имп/(сср) Е, кэВ Рис. 26. К расчету эффективной эквивалентной дозы при флюорографии.

а - математическая модель грудного отдела (вид сверху в разрезе кость+мягкие ткани), б - спектральные зависимости интенсивности излучения у детектора (пленки) по цен тральной оси пучка при отсутствии исследуемого объекта (сплошная линия), при прохо ждении через мягкие ткани (пунктирная) и через костные (штриховая линия).

Исходные данные: задне-передняя проекция, 80 кВ, 60 мАс, 2 мм Al, поле облучения – 35х35 см, фокусное расстояние – 60 мм. Для расчета дозы по предложенной методике использовалась рентгенооптическая схема, представленная на рисунке 25. В качестве расчетной модели выбран эллип тический цилиндр с диаметрами 180 и 350 мм, высотой 350 мм. Толщина ребер – 8 мм, позвоночный столб – 25 мм в диаметре, наполнение – мягкие ткани (мышечная, легкие, кровь). Эффективная эквивалентная доза по тра диционным оценкам - 810 мкЗв [МУК 2.6.1.962-00], расчетная эффективная эквивалентная доза, полученная путем интегрирования формулы (17) соста вит (с учетом перевода единиц из эВ в Зв) 680 мкЗв. Расхождение с экс пертными данными связано с различной трактовкой термина «поле облуче ния». В традиционной методике, измерив изменение дозы по оси пучка, распространяют полученные данные на все поле облучения, тогда как мак симальное по площади сечение объекта (в данном случае, грудной клетки) составляет 0,7 0,9 от реального размера поля облучения.

Достоинством предлагаемой методики является то, что она позволяет проследить, как изменяется эффективная эквивалентная доза облучения при изменении режимов съемки. В таблице 1 представлена зависимость погло щенной дозы от напряжения, подаваемого на трубку и экспозиции при съемке грудного отдела для фокусного расстояния 700 мм. Значение экспо зиции (мАс) выбирается, исходя из условия обеспечения постоянной экспо зиционной дозы в плоскости приемника изображения, равной 1 мР.

Таблица 1.

Эффективная эквивалентная доза при различных режимах работы трубки.

Напряжение, кВ Фильтр Al, 80 100 150 мм Эквивалентная доза, мкЗв / Экспозиция, мАс 2 680 / 60 434 / 15.0 200 / 3.2 61 / 1. 3 530 / 63 310 / 15.8 156 / 3.4 56 / 1. 4 424 / 66 198 / 16.7 88 / 3.7 54 / 1. 5 412 / 71 192 / 17.6 79 / 3.9 50 / 1. Кроме оценки доз, предложенная методика позволяет также оценить контрастность изображения путем введения в расчеты спектральной чувст вительности приемника излучения. Тогда, учитывая энергию кванта и чув ствительность детектора, можно определить суммарное количество энергии, поглотившееся на единицу площади детектора, то есть степень почернения пленки или интенсивность свечения люминофора.

Таким образом, разработанная методика дает возможность моделиро вания процесса просвечивания частей и органов человеческого тела, при различных параметрах съемки – тип трубки, материал мишени анода, гео метрия съемки, режим работы трубки, тип и толщина фильтра и т.п. В на стоящее время разработанная методика используется в совместной работе СПБГЭТУ и Института радиационной гигиены при выработке рекоменда ций к новой редакции СанПиН.

В пятой главе рассмотрены системы для практической реализации раз работанных способов микрофокусной фазоконтрастной рентгенодиагностики.

Применение методов повышения информативности, описанных ранее, наряду с улучшением характеристик приемников излучения позволяет про водить исследования различных биологических объектов. Разработанные для практической реализации методов микрофокусной рентгенодиагности ки малодозовые комплексы семейства «ПАРДУС» предназначены для про ведения мобильных диагностических исследований в различных областях медицины – в стоматологии, травматологии, педиатрии, для «Скорой по мощи» и полевой медицины.

Широко внедряемый в последние годы комплекс «ПАРДУС-Стома» для получения прицельных стоматологических снимков по качеству полу чаемых изображений и дозовой нагрузке на пациента значительно превос ходит зарубежные аналоги.

Таблица 2.

ПАРДУС-Р АХD- DX-3000 NOMAD Характеристики (Корея) (США) (Россия) (Корея) Внешний вид Напряжение, кВ 60 60 50-70 Ток, мА 0,1 – 0, 1 2,3 Диаметр фокус 0,8 0,4 0,1 0, ного пятна, мм Диагностические возможности микрофокусной рентгенографии по зволяют применить комплекс в стоматологической имплантологии, когда непосредственно в процессе установки имплантатов можно судить о рас стоянии между ними, характере костной ткани и уверенно определять рас стояние между нижнечелюстным каналом и имплантатом. Комплекс про шел апробацию на кафедре челюстно-лицевой хирургии ВМедА и рекомен дован для использования в составе разрабатываемого для нужд военной ме дицины универсального переносного стоматологического комплекса.

Рис. 26. Возможности микро фокусной рентгенографии в процессе дентальной импланта ции. На рентгенограмме хоро шо визуализируются костные структуры (в том числе между имплантатами и вокруг них), имеется возможность опреде ления расстояния между им плантатами и нижнечелюстным каналом.

Портативный комплекс «ПАРДУС-Травма», разработанный в 2008 2009 годах, в настоящее время используется в клиниках Санкт-Петербурга, а его основные особенности – чрезвычайно низкая экспозиция, автономное питание, малые габариты и вес позволяют использовать его, например, в травматологии в нестационарных условиях.

а б в Рис. 28. Комплекс «ПАРДУС-Травма».

а – внешний вид, б – снимок голеностопа (эффект фазового контраста позволяет отчет ливо видеть границы мягких тканей (связок), в – снимок дистальной фаланги большого пальца руки (ревматоидный артрит, поверхностые эрозии, не определяющиеся на обыч ных рентгененограммах без увеличения) Весьма перспективным является применение первого отечественного микрофокусного комплекса для ветеринарии «ПАРДУС-Зоо», позволяюще го получать снимки животных со значительным коэффициентом прямого увеличения изображения.

Рис. 29. Снимки, полу а б ченные на комплексе «ПАРДУС-Зоо».

а – снимок бедра собаки после операции, б – снимок бедра крысы с большим увеличением и дополнителной обра боткой фазоконтрастно го изображения, что по зволяет видеть сосуды и границы мышц.

В настоящее время ведется разработка первого отечественного циф рового микрофокусного комплекса для маммографии, позволяющего реали зовать метод получения фазоконтрастных изображений.

Серийное производство рентгенодиагностических комплексов «ПАР ДУС-Стома», «ПАРДУС-Травма» и «ПАРДУС-Зоо» подготовлено в ЗАО «ЭЛТЕХ-Мед», Технопарк СПбГЭТУ. Совместно со специалистами ВМедА и МГМСУ ведется разработка новых образцов портативной рентгеновской аппаратуры, а также исследования по расширению областей ее применения.

Основные результаты работы.

В диссертационной работе представлено решение важной научно технической проблемы современной рентгенодиагностики – повышение ка чества и информативности рентгенологических исследований с одновре менным снижением радиационной нагрузки на пациентов и персонал путем внедрения в медицинскую практику нового метода – микрофокусной фазо контрастной рентгенодиагностики. Основные научные результаты, полу ченные в ходе работы, заключаются в следующем:

1. Проведено теоретическое исследование и впервые дана количест венная оценка эффекта возникновения фазоконтрастных изображений при реализации метода микрофокусной рентгенодиагностики биологических объектов.

2. Исследован эффект псевдообъемного изображения, возникающего при микрофокусной рентгеновской съемке биологических объектов с боль шим коэффициентом прямого увеличения изображения, показаны возмож ности повышения информативности рентгенологических исследований с использованием описанного эффекта.

3. Проведено теоретическое исследование и построены физическая и математическая модели процесса формирования рентгеновского изображе ния, учитывающие особенности взаимодействия рентгеновского излучения с веществом при просвечивании биологических объектов с помощью источ ников излучения с фокусным пятном микронных размеров.

4. Разработаны методы повышения контрастности микрофокусных рентгеновских изображений биологических объектов путем оптимизации спектрального состава рентгеновского излучения для каждого типа рентге нологических исследований.

5. Разработана математическая модель, описывающая процесс взаи модействия рентгеновского излучения с биологическими тканями и позво ляющая оценить радиационную нагрузку на пациента и персонал при про ведении рентгенодиагностических исследований на микрофокусной аппара туре.

6. В результате исследования возможности практического внедрения методов микрофокусной фазоконтрастной рентгенодиагностики разработа но, клинически испытано и внедрено в медицинскую практику семейство не имеющих аналогов цифровых рентгенодиагностических комплексов, серий но выпускающихся в настоящее время несколькими инновационными пред приятиями в Москве и Санкт-Петербурге.

В процессе работы показано, что предложенный метод – микрофокус ная фазоконтрастная медицинская рентгенодиагностика – является одним из наиболее перспективных путей получения как дополнительной, так и принципиально новой информации при проведении рентгенологических ис следований.

Публикации по теме диссертации.

Публикации в изданиях, входящих в перечень ВАК Прохватилов Г.И., Потрахов Н.Н., Гребнев Г.А., Гордеев С.А., Грязнов А.Ю. Портативный цифровой рентгенодиагностический комплекс «ПАРДУС-Стома» // Военно-медицинский журнал. – 2009. – №1. – С. 73 – 76.

Потрахов Н.Н. Грязнов А.Ю., Барковский А.Н. Радиационная нагрузка при проведении рентгеноди агностических исследований методами микрофокусной рентгенографии// Радиационная гигиена. – 2008 – Т. 1. – №1. – С. 1 – 5.

Грязнов А. Ю., Потрахов Н. Н. Метод модернизации интраоральной рентгенографии // Медицинская техника - 2006 - № 2 - С. 18-20.

Грязнов А. Ю., Потрахов Н. Н. Метод расчета поглощенной дозы // Медицинская техника - 2006 - № 4 – С. 23-27.

Нино В.П., Грязнов А.Ю., Потрахов Е.Н., Потрахов Н.Н. Рентгенодиагностическая установка для экспресс-контроля качества // Пищевая промышленность - 2008 - № 5 - С. 18-19.

Потрахов Н. Н., Грязнов А. Ю. Метод оценки информативности визуализированных дентальных рентгеновских изображений // Медицинская техника - 2009 - № 1 - С. - 16-18.

Потрахов Н. Н., Потрахов Е. Н., Грязнов А. Ю. Особенности и физико-технические условия съемки на рентгенодиагностическом комплексе «ПАРДУС-Стома» // Медицинская техника - 2009 - № 3 – С. 36-38.

Блинов Н. Н., Васильев А. Ю., Серова Н. С., Грязнов А. Ю., Потрахов Н. Н. Микрофокусный способ получения фазоконтрастных рентгеновских изображений // Медицинская техника - 2009 - № 4 – С. 5-9.

Грязнов А.Ю. О возможности получения фазоконтрастных изображений на микрофокусных источ никах рентгеновского излучения // Биотехносфера - 2010 – №1 – С. 30-32.

10 Алпатова В.Г., Васильев А.Ю., Кисельникова Л.П., Потрахов Н.Н., Грязнов А.Ю., Селягина А.С., Петровская В.В. Сравнительная оценка информативности цифровой микрофокусной рентгенографии с многократным увеличением изображения и радиовизиографии в эксперименте // Клиническая сто матология – 2010- №1 – С. 23-24.

11 Грязнов А.Ю. Математическая модель формирования фазоконтрастного рентгеновского изображе ния. Часть 1. Известия СПбГЭТУ "ЛЭТИ"– 2010- №6 – С. 14-20.

Патенты и заявки 12 Свид. об. офиц. рег. прог. для ЭВМ. 2066132564 РФ. Программный комплекс для обработки цифро вых рентгеновских дентальных изображений. «АРЕС» / Потрахов Н.Н., Грязнов А.Ю., Картавенко В.А.;

- № 2006612554;

заявл. 24.07.06;

зарег. 15.09.06.

13 Пат. на полезн. мод. 61535 РФ, МПК A61B6/14. Дентальный аппарат. / Потрахов Н.Н., Грязнов А.Ю.;

– № 2006136266/22;

заявл. 13.10.06;

опубл. 10.03.07, Бюл. №7.

14 Пат. на полезн. мод. 66933 РФ, МПК А61В6/00. Портативный рентгенодиагностический аппарат / Потрахов Н.Н., Грязнов А.Ю.;

– № 2007116524/22;

заявл. 02.05.07;

опубл. 10.10.07, Бюл. № 15 Пат. на изобрет. 2306675 РФ, МПК H04N5/325, G01N23/18, A61B6/14. Способ оценки информатив ности рентгеновских снимков / Потрахов Н.Н., Грязнов А.Ю.;

– № 2006118480/09;

заявл. 29.05.06;

опубл. 20.09.07, Бюл. № 16 Пат. на изобрет. 2352922 РФ, МПК G01N 23/083, A01C 1/02. Способ получения рентгенографическо го изображения семян растений. / Архипов М.В., Грязнов А.Ю., Потрахов Н.Н.;

– № 2007126109;

заявл. 09.07.09;

опубл. 20.04.09.

17 Пат. на изобрет. 85292 РФ, МПК А01С 1/02 Устройство для рентгенодиагностических исследований зерна и семян. / Архипов М.В., Демъянчук А.М., Великанов Л.П., Потрахов Н.Н., Грязнов А.Ю., По трахов Е.Н.;

– № 2009113743;

заявл. 13.04.09;

опубл. 10.08. 18 Свид. об. офиц. рег. прог. для ЭВМ. 2009616682 РФ. Программа для оценки информативности меди цинских рентгенодиагностических снимков (ИНФО – анализ) / Потрахов Н.Н., Грязнов А.Ю., Бессо нов В.Б., Казакова Н.В.;

– № 2009616108;

заявл. 2.11.09;

опубл. 2.012.09.

Прочие публикации 19 Лукьянченко Е.М., Грязнов А.Ю. Моделирование спектра рентгеновского излучения в энергодис персионном рентгеноспектральном анализе // Известия СПбГЭТУ ЛЭТИ. – 2003/1. – С. 10-14.

20 Лукьянченко Е.М., Грязнов А.Ю. Моделирование спектров вторичного и рассеянного рентгеновского излучения в энергодисперсионном рентгеноспектральном анализе // Известия СПбГЭТУ ЛЭТИ. – 2003/2. – С. 25 – 32.

21 Потрахов Н.Н., Грязнов А.Ю. Малодозовая методика медицинской рентгенодиагностики // Материа лы II международного конгресса «Невский радиологический форум-2005». – 2005. – С. 410 – 411.

22 Грязнов А.Ю., Потрахов Н.Н. Методика «сверхжесткой» съемки в медицинской рентгенодиагности ке // II Евразийский конгресс по медицинской физике и инженерии «Медицинская физика-2005». – Сб. материалов. – 2005. – С. 103 – 104.

23 Мазуров А.И., Потрахов Н.Н., Грязнов А.Ю. Особенности микрофокусной медицинской рентгеноди агностики // II Евразийский конгресс по медицинской физике и инженерии «Медицинская физика – 2005». – Сб. материалов. – 2005. – С. 111 – 112.

24 Грязнов А.Ю., Потрахов Н.Н. Методика «сверхжесткой» съемки в медицинской рентгенодиагности ке // Юбилейная 60-я научно-техническая конференция, посвященная Дню радио. – Материалы кон ференции – 2005. – С. 170 – 171.

25 Потрахов Н.Н., Грязнов А.Ю. «Сверхжесткая» съемка в микрофокусной дентальной диагностике // VII НТК Медико-технические технол. на страже здоровья «Медтех-2005». – Сб. трудов. – 2005 – С. 177 – 178.

26 Потрахов Н.Н., Грязнов А.Ю. Особенности «сверхжесткой» съемки в микрофокусной рентгенодиаг ностике // Медицинская техника. – 2005. – №5. – С. 14 – 19.

27 Грязнов А.Ю., Куликов Н.А., Потрахов Н.Н. Микрофокусная рентгенодефектоскопия концевых де талей малого диаметра // Петербургский журнал электроники. – 2005. – №2. –С. 57 – 62.

28 Быстров Ю.А., Грязнов А.Ю., Потрахов Н.Н. Микрофокусная рентгенография – новое направление в медицинской диагностике // Наука, образование и общество в XXI веке. – Материалы научно технической конференции – 2006. – С. 119 – 123.

29 Грязнов А.Ю., Потрахов Н.Н. Объективная оценка качества медицинских рентгеновских изображений // VIII НТК Медико-технические технологии на страже здоровья «Медтех-2006». – 2006. – С. 85 – 86.

Грязнов А.Ю., Науменко А.В. Оценка информативности теневого рентгеновского изображения // 61 я Научно-техническая конференция, посвященная Дню радио. – Материалы конференции – 2006. – С. 143 – 145.

Нино В.П., Ратников В.И., Потрахов Н.Н., Мухин В.М., Грязнов А.Ю. Перспективный метод контро ля качества двойного закаточного шва в консервном производстве // Рыбное хозяйство. – 2006. – №3.

– С. 82 – 84.

Потрахов Н.Н., Потрахов Е.Н., Грязнов А.Ю., Воробьев Б.Ф. Радиационная нагрузка на окружаю щую среду при проведении прицельных и панорамных рентгенологических исследований портатив ными рентгеновскими аппаратами семейства «ПАРДУС» // Всероссийский конгресс лучевых диаг ностов. – Материалы конгресса – 2006. – С. 441 – 442.

Потрахов Н.Н., Потрахов Е.Н., Грязнов А.Ю. Портативные рентгенодиагностические аппараты се мейства «ПАРДУС» для прицельных и панорамных исследований в стоматологии и челюстно лицевой хирургии // Всероссийский конгресс лучевых диагностов. – Материалы конгресса – 2006. – С. 291.

Потрахов Н.Н., Грязнов А.Ю. Малогабаритные источники рентгеновского излучения серии РИ // Вакуумная техника и технология. – 2007. – Т. 17. – С. 151 – 154.

Грязнов А.Ю., Потрахов Н.Н. Первый отечественный портативный рентгенодиагностический ком плекс «ПАРДУС-Р» // 9-я Научно-техническая конференция «Медико-технические технологии на страже здоровья». – Сб. трудов – 2007. – С. 60 – 62.

Панкин М.И., Архипов М.В, Никольский М.А. Терлеев В.В., Потрахов Н.Н., Грязнов А.Ю. Рентгено графический способ определения качества срастания привитых компонентов саженцев винограда // Захаровские чтения «Агротехнологические и экологические аспекты развития виноградно винодельческой отрасли». – Материалы научно-практической конференции, посвященной 100-летию Е.Н. Захаровой – 2007. – С. 327 – 330.

37 Gryaznow A.Y.,Potrakhov E.N., Potrakhov N.N. Mobile X-Ray diagnostic system for quality assurance of grain and seeds // Nowe trendy w agrofizyce. – 2008. – C. 48 – 49.

Васильев А.Ю., Серова Н.С., Буланова И.М., Потрахов Н.Н., Грязнов А.Ю. Микрофокусная рентгеногра фия – от прошлого к будущему // Петербургский журнал электроники. – 2008. – №№2 – 3. – С. 19 – 25.

Потрахов Н.Н., Грязнов А.Ю. Метод оценки информативности визуализированных дентальных рент геновских изображений // Петербургский журнал электроники. – 2008. – №№2 – 3. – С. 137 – 141.

Грязнов А.Ю., Ладыка А.В., Потрахов Н.Н. Методы повышения качества дентальных рентгеновских изображений // Петербургский журнал электроники. – 2008 – №№2 – 3. – С. 147 – 151.

Грязнов А.Ю., Потрахов Е.Н., Потрахов Н.Н. Цифровая микрофокусная рентгенография в клиниче ской практике // Петербургский журнал электроники. – 2008. – №№2 – 3. – С. 163 – 166.

Никольский М.А., Панкин М.И., Грязнов А.Ю., Потрахов Н.Н., Архипов М.В. Определение и клас сификация скрытых дефектов привитых саженцев винограда // V Всероссийская научная конферен ция молодых ученых и студентов «Современное состояние и приоритеты развития фундаментальных наук в регионах». – 2007. – Т. 1. – С. 79 – 81.

Панкин М.И., Никольский М.А., Лукьянова А.А., Архипов М.В., Великанов Л.П., Грязнов А.Ю., По трахов Н.Н. Исследование внутренних аномалий элементов виноградного куста, саженцев и семян способом микрофокусной рентгенографии // Конференция получателей грантов регионального кон курса «Юг» Российского фонда фундаментальных исследований и администрации Краснодарского края – Материалы конференции. – 2008. – С. 67 – 68.

Васильев А.Ю., Потрахов Н.Н., Грязнов А.Ю., Серова Н.С., Потрахов Е.Н. Эффект фазового контра ста в медицинской рентгенографии // Межрегиональная научно-практическая конференция с между народным участием «Лучевая диагностика в стоматологии и челюстно-лицевой хирургии». – Мате риалы конференции – 2008. – С. 26 – 28.

Потрахов Н.Н., Грязнов А.Ю., Потрахов Е.Н., Петровская В.В. Состояние проблемы и перспективы микрофокусной рентгенографии в стоматологии и челюстно-лицевой хирургии // Межрегиональная научно-практическая конференция с международным участием «Лучевая диагностика в стоматоло гии и челюстно-лицевой хирургии». – Материалы конференции – 2008. – С. 69 – 71.

46 Gryaznov A.Y., Potrakhov E.N., Poyrakhov N.N. PARDUS Portable X-Ray Diagnostic System for Denti stry and Maxillofacial Surgery // Biomedical Engeneering. – 2008. – No.5. – Pp.270 – 271.

Потрахов Н.Н., Грязнов А.Ю., Потрахов Е.Н. Эффект псевдообъемного изображения в микрофокус ной рентгенографии // Известия СПбГЭТУ «ЛЭТИ». - 2009. - №2. - С. 18 - 24.

Архипов М.В., Великанов Л.П., Желудков А.Г, Грязнов А.Ю., Потрахов Н.Н., Портахов Е.Н. Разра ботка и создание аппаратно-программного рентгенографического комплекса автоматизированной оценки скрытых дефектов зерновки для контроля качества партий зерна// НТК «ориентированные фундаментальные исследований и их реализация в АПК России». – Материалы конференции – Сер гиев Посад, 2009. – С. 105 – 109.

Потрахов Н.Н., Грязнов А.Ю. Технология микрофокусной рентгенографии в стоматологии и челю стно-лицевой хирургии// Биотехносфера. – 2009. – №3. – С. 18 – 23.

Потрахов Н.Н., Потрахов Е.Н., Грязнов А.Ю. Микрофокусная рентгенография в современной меди цине// 11-я МНТК «Медико-технические технологии на страже здоровья». – Черногория, 2009 – Ма териалы конференции – С. 98 – 99.

Грязнов А.Ю., Потрахов Е.Н., Потрахов Н.Н. Портативный рентгенодиагностический комплекс «ПАРДУС-Стома»// НТК «Актуальные вопросы челюстно-лицевой хирургии и стоматологии». – СПб, 2009 – Материалы конференции – С. 28 – 29.

52 Blinov N.N., Vasil'ev A.Yu., Serova N.S., Gryaznov A.Y. and Poyrakhov N.N. A Microfocal Method for Phase-Contrast X-Ray Imaging // Biomedical Engeneering. – 2009. – No.4. – Pp.156.

Потрахов Е.Н., Грязнов А.Ю. Портативные рентгенодиагностические комплексы семейства «ПАР ДУС» // Невский Радиологический форум 2009. –2009. – С. 423 – 424.

Грязнов А.Ю. Метод оценки информативности визуализированных дентальных рентгеновских изо бражений // Невский Радиологический форум 2009. – 2009. – С. 154 – 156.

Грязнов А.Ю., Потрахов Е.Н., Потрахов Н.Н. Портативная установка для рентгеновского экспресс контроля качества пищевой продукции // Биотехносфера - 2009 – №6 – С. 26-28.