У наш час основний принцип рентгенографії й флюороскопії полягає у формуванні інформаційного змісту об'єкта на плівці чи флюоресціюючому екрані точками, оптична густина яких відображує ступінь поглинання об'єктом ікс-випромінення. Рентгенографія є надійним і випробуваним методом, що удосконалювався протягом 100 років. Вона має найвищу на сьогодні просторову розрізнювальну здатність. Та при цьому існує низка технічних, економічних і ергономічних (пов'язаних із трудовим процесом) причин, що спонукають до пошуку інших способів одержання рентгенівського зображення. Низька квантова ефективність плівки спричиняє застосування великих експозиційних доз, що призводить до зайвого радіаційного опромінення пацієнта. У свою чергу, обмежений динамічний діапазон плівки перешкоджає одночасному передаванню на одному знімку як м'яких, так і тугих тканин, а також ускладнює вибір оптимальної експозиції [1].

Витрати на фотохімічний процес та фотопроявну техніку зростають і стають вирішальними для багатьох клінік, що зумовлює зацікавленість у переході на дешевші способи реєстрації рентгенівського зображення.
Ще одним негативним чинником екранно-плівкової рентгенографії є труднощі утримування плівкового архіву. Відповідно до світової статистики, під час зберігання в архівах до 20% рентгенограм втрачається або їх важко отримати вчасно. Крім того, лікарі-рентгенологи прив'язані до процесу проявлення плівки, що, до того ж, вимагає певних витрат часу. Зображення не передається на відстань. Брак, що неминуче супроводжує вироблення рентгенограм, призводить до повторних досліджень, а отже, до збільшення променевого навантаження і трудових затрат [2].

Іншим способом формування рентгенівського дослідження є аналогове електронно-оптичне підсилення зображення. При цьому зображення, яке спочатку отримують на флюоресціюючому екрані, проходить крізь підсилювач, де його яскравість збільшується в тисячі разів, і тільки після цього фіксується приймальною телевізійною камерою з наступним виведенням на екран монітора і відеомагнітофон. Безсумнівною перевагою такої технології є збільшення квантової ефективності і, як наслідок, зменшення дози опромінення [3, 4.]. Однак просторова розрізнювальна здатність такого зображення помітно поступається виконаній під час рентгенографії.

Останнім часом серед променевих діагностів активно обговорюються питання цифрової, або "дигітальної", реєстрації, обробки та збереження медичних зображень.

Термін "цифрова рентгенографія" застосовується до всіх методів проекційної рентгенографії, за яких рентгенівське зображення формується, а потім обробляється електронно-обчислювальною машиною [5, 6]. Основним завданням подібних пристроїв є перетворення ікс-променевого рельєфу на детекторі у набір цифрових даних.
Принцип формування цифрового зображення на всіх приладах однаковий. Якщо на кожній одиниці площі аналогового зображення розрахувати середню оптичну густину і поставити відповідні їй числові значення, то одержимо зображення у вигляді цифрової матриці. Одиницю площі цифрового зображення називають пікселем (неологізм від picture - малюнок і сеlі - осередок). Кожен піксел має на матриці свої просторові координати (ряд і стовпчик). У пам'яті комп'ютера у двійковій системі числення (у бітах) міститься інформація про оптичну густину та координати кожного піксела.
Просторова розрізнювальна здатність звичайної рентгенографії зумовлюється властивостями плівки, флюоресціюючих екранів та геометричною нерізкістю. У цифровому зображенні вона залежить від розміру піксела, що зумовлює розмір детекторів і матриці зображення.

Останнє частіше формується на квадратній матриці і містить число пікселів, пропорційне двом. Відповідно матриця може складатися з 512х512,1024х1024 (1К), 2048х2048 (2К) чи 4096х4096 (4К) пікселів. Зображення в матриці 1024х1024 потребує вчетверо більшого обсягу пам'яті для збереження, ніж у матриці 512х512, а зображення 4096х4096 - більшого в 64 рази. Так само зростає і вартість обсягу пам'яті в розрахунку на одне зображення, а також збільшується час на оцифровування зображення, запис даних на носій та на їх передавання. Таким чином, під час оцифровування рентгенівського зображення діє правило: зображення має бути детальним, наскільки це потрібно, і грубим - наскільки це припустимо.
Для відображення малоконтрастних об'єктів основним чинником є контрастна розрізнювальна здатність, що визначається кількістю біт на піксел. Для відтворення, наприклад, 256 відтінків сірого потрібно 8 біт на один піксел (28=256). У різних приладах обсяг цієї інформації може становити від 8 до 16 біт на піксел. Велика ємність сприймального пристрою дає змогу під час виведення із зображення на екран монітора вивчати досліджуваний об'єкт у ширшому динамічному діапазоні. Це означає, що в цифрових системах можна водночас одержувати зображення м'яких і тугих об'єктів із достатньо високою розрізнювальною здатністю за контрастністю, тобто розрізнювати велику кількість градацій сірої шкали.

Просторова розрізнювальна здатність на практиці визначається кількістю пар ліній, які можна розрізнити в 1 мм (одиниця виміру - пар ліній/мм). Для рентгенографічної плівки просторова розрізнювальна здатність найбільша - 20 пар ліній/мм. Для систем екран-плівка - 8-10 пар ліній/мм. Для пристроїв із підсилювачем зображення (ЕОП, РЕОП) - 1-2 пари ліній/мм. У цифровому зображенні просторова розрізнювальна здатність залежно від властивостей детекторів і розмірів піксела становить від 0,7 до 4-5 пар ліній/мм.

Незважаючи на те, що цифрове зображення поступається аналоговому за просторовою розрізнювальною здатністю, воно має ряд істотних переваг, головною з яких є висока контрастна розрізнювальна здатність у широкому динамічному діапазоні [3, 7]. Існуючі системи цифрової рентгенографії та ті, що перебувають на стадії розробки, поділяються за принципом детектування ікс-випромінення на шість основних видів.

1. Системи з оцифровуванням рентгенівського зображення, одержуваного з підсилювачів зображення.
2. Цифрова рентгенографія на запам'ятовуючих люмінофорах.
3. Цифрова рентгенографія на основі напівпровідникових детекторів.
4. Цифрова рентгенографія на основі багатодротової пропорційної камери.
5. Цифрова рентгенографія на основі багатокамерної технології.
6. Системи цифрового сканування рентгенограм для апостеріорної обробки.

Цифрова флюороскопія та рентгенографія з екрана електронно-оптичних перетворювачів

Найпоширенішою технологією є цифрова флюороскопія та рентгенографія методом оцифровування електронного зображення. Ця технологія використовується понад 15 років, за даними виробників, у світі налічується близько 10000 установок такого типу (з них у Європі - 2500).
У цифровій системі сигнал, що надходить з відеокамери, аналого-цифровим перетворювачем трансформується в набір цифрових даних і передається в накопичувальний пристрій. Потім ці дані комп'ютер переводить у видиме зображення .
Розрізнювальна здатність зазначеної технології обмежується смугою пропускання телевізійної системи, застосованої в підсилювачі зображення (ПРЗ), іншим недоліком подібних систем є малий розмір робочого поля ПРЗ [8, 9].
У наш час створено цифрові установки на основі ПРЗ для дослідження органів грудної клітки. Як приклад можна навести флюорограф ФСЦ-У-01 (СП "Спектр АП" ІТОВ "ТАНА") [10, 11].

Цифрова люмінесцентна рентгенографія (ЦЛР)

Друге місце за поширеністю у світі посіла розроблена на початку 80-х років цифрова рентгенографія на запам'ятовуючих люмінофорах [12-17]. Метод заснований на фіксації рентгенівського зображення екраном, вкритим спеціальною речовиною. Під час експозиції відбувається запам'ятовування інформації люмінофором у вигляді прихованого зображення. Воно здатне зберігатися тривалий час (до 6 год). Застосовані у ЦЛР пластини-приймачі зображення після експонування ікс-випроміненням послідовно, точка за точкою, скануються спеціальним інфрачервоним або червоним гелій-неоновим лазером, що стимулює люмінофор (звідси інша назва - "система на стимульованих люмінофорах"), а світловий пучок, що виникає у процесі лазерного сканування, трансформується у цифровий сигнал. Інтенсивність світлового пучка, як і у звичайних посилюючих екранів, пропорційна числу ікс-фотонів, поглинутих запам'ятовуючим люмінофором (рис. 2). Приховане зображення, що лишилося на екрані, стирається інтенсивним засвічуванням видимим світлом, після чого екран можна багаторазово використовувати знову. Люмінесцентні пластини-накопичувачі випускаються в стандартних форматах плівки, вміщуються замість звичайних комплектів "плівка-підсилюючий екран" у касету і застосовуються у звичайних рентгенодіагностичних апаратах.
Люмінесцентні пластини-накопичувачі мають значно більшу експозиційну широту, ніж загальноприйняті комбінації плівка-екран, завдяки чому помітно розширюється інтервал між недо- і переекспонуванням. Цим способом можна одержувати досить контрастні зображення навіть за зниженої експозиційної дози, нижньою межею якої є лише рівень квантового шуму. При цьому забезпечується ємкість зображення до 8 біт/піксел.
Просторова розрізнювальна здатність люмінесцентної цифрової рентгенографії визначається розміром піксела, що становить від 0,1х0,1 мм при використанні запам'ятовуючих екранів не більше 20х20 см і до 0,2х0,2 мм у випадку використання екранів розміром 35х43 см. Вже з'явилася публікація про створення матриці з розміром піксела 0,1 мм із просторовою розрізнювальною здатністю від 2,5 пар ліній/мм (за розміру піксела 0,2 мм) до 5-6 пар ліній/мм (за 0,1 мм). Ці технічні характеристики просторової розрізнювальної здатності нічим не поступаються сучасним системам традиційної рентгенографії.
Прикладом сучасного рентгенодіагностичного апарата на основі фотостимульованої люмінесценції може служити "Digiskan 2T Plus" ("Siemens").
При цьому важливо, що цю технологію можна застосовувати, використовуючи наявний парк апаратів.

Цифрова напівпровідникова рентгенографія

Вважається, що якість цифрового зображення можна істотно поліпшити, застосовуючи метод прямої реєстрації ікс-випромінення електронним детектором, який працює у безпосередньому зв'язку з комп'ютером [18]. Цифрова напівпровідникова рентгенографія включає рентгенографію: цифрову селенову; цифрову на основі повноформатної матриці; цифрову на основі лінійки детекторів.

Cеленова рентгенографія

Одним із варіантів прямого детектування ікс-випромінення є цифрова селенова рентгенографія. Основною частиною такого пристрою є детектор у вигляді барабана, вкритого шаром аморфного селену (рис. 3). Під дією ікс-випромінення на поверхні селенового покриття виникає електричний заряд (за принципом розряду у відкритому ланцюгу), величина якого залежить від енергії випромінення. Далі за допомогою спеціальних перетворювачів проводиться зчитування сигналу і формування цифрової матриці зображення [19]. Селенову рентгенографію нині використовують тільки у системах для рентгенографії грудної клітки, наприклад, в установці "Тhoravision" ("Рhiliрs"). Характерна для знімків грудної клітки висока контрастність між легеневими полями та ділянкою середостіння у разі цифрової обробки згладжується, не зменшуючи контрастності деталей зображення. Іншою перевагою селенового детектора є високе відношення сигнал/шум.

Цифрова рентгенографія на основі повноформатної матриці

У 1998 р. з'явилися повідомлення про створення твердотілої матриці форматом 1024х1024, що має розмір піксела 0,2 мм.
Детектор матриці складається зі сцинтилюючого екрана, безпосередньо з'єднаного з комплексом фотодіодів за допомогою оптоволокна. Основою сцинтиляційного шару матриці є сполуки цезію, активовані талієм. Реєстрація ікс-квантів відбувається за рахунок їхньої конверсії сцинтиляційним покриттям у видиме світло і наступного детектування світла кремнієвим фотодіодом (рис. 4). Унікальною особливістю матриці є швидке зчитування інформації - до 30 зображень за секунду, що забезпечує її застосування в рентгенографії та флюороскопії [20].
У зарубіжній літературі з'явилися повідомлення про створення інших експериментальних моделей повноформатних матриць, призначених як для рентгенографії, так і для флюороскопії. Особливістю всіх запропонованих систем є прагнення розробників підвищити розрізнювальну здатність, що дає можливість за рахунок зменшення розмірів піксела матриці до 150, 97, 50 і навіть 42,5 мкм зменшити шум без збільшення експозиційної дози. У якості детектора пропонується товстий шар (1 мм) аморфного селену, а у якості сцинтиляційного шару - різні сполуки ітрію, активовані європієм, або цезію, активовані талієм. Чутливість таких детекторів, за твердженням авторів, підвищується вдвічі. Максимальний формат існуючих експериментальних матриць з надмалим розміром піксела поки становить 20482 [21-23].
Ідеальний варіант прямого детектування рентгенівського зображення вбачають у створенні повномасштабної твердотілої матриці, здатної на площі 400х400 мм сформувати цифрове зображення з кількістю пікселів не менше 4000х4000 і розрядністю до 12 біт [24-26]. Така матриця здатна "поштучно" реєструвати ікс-кванти. Вона являє собою двовимірну поверхню, розбиту на осередки. Кожен квант, що "упав" на неї, приписується до якогось конкретного осередку і підсумовується з раніше накопиченими ним квантами. Однак створити детектор необхідного для рентгенографії формату 40х40 см з достатньою ефективністю, швидкодією, високою просторовою розрізнювальною здатністю вкрай важко. До того ж при двовимірному детекторі потрібно застосовувати коліматори, які відтинають розсіяне в тілі пацієнта ікс-випромінення, що погіршує зображення. Крім того, досить складно забезпечити радіаційну стійкість матриці, оскільки більшість напівпровідникових детекторів швидко знижують свої показники під впливом іонізувального випромінення, а також забезпечити рівномірний поріг реєстрації квантів на всій поверхні. Існують й інші технічні проблеми.

Цифрова рентгенографія на основі лінійки детекторів

Труднощі створення повноформатної матриці з прямим детектуванням ікс-випромінення, яка б мала характеристики, необхідні для медичної рентгенології, зумовили появу детекторів, що працюють за принципом сканування. У цих приладах детектори розташовані у вигляді лінійки і являють собою лічильники, що вимірюють інтенсивність ікс-випромінення (рис. 5). У якості детекторів використовують кремнієві фотодіоди і сцинтилятори. Реєстрація ікс-квантів, так само як і у повноформатній матриці, відбувається за рахунок їх конверсії у сцинтиляторі у видиме світло і наступного детектування світла кремнієвим фотодіодом. Сканування здійснюється за допомогою одночасного рівномірного переміщення ікс-випромінювача, коліматора і детектора у вертикальній площині. При цьому досліджувана ділянка просвічується плоским віялоподібним ікс-пучком. У деяких апаратах сканування здійснюється за рахунок переміщення ікс-випромінювача, коліматора й детектора в заданому секторі. Промені, що пройшли крізь пацієнта, потрапляють на вхідне вікно детектора. Після обробки інформації з усіх рядків у кадрі формується цифрове зображення, яке відбиває інтенсивність ікс-випромінення після проходження крізь тіло пацієнта [27-29].
Просторова розрізнювальна здатність лінійних детекторів в основному визначається кількістю каналів у лінійці. Їх може бути 320, 512, 640, 1024, 2048. Ефективність детекторів позначається врешті-решт на дозі опромінення пацієнта. Розробники різних систем апаратів вказують дозу у площині детектора в межах 0,1-1 мР. Час сканування, як правило, становить 5-10 с. До апаратів із напівпровідниковими лінійними перетворювачами належать ФМЦ-Sі-125 ("Амико", "Рентгенпром", Москва) і АПЦФ-01 "Карс-Скан" ("Медрентех", Москва) [11].

Цифрова рентгенографія на основі багатодротової пропорційної камери

Прикладом такої системи є малодозова цифрова рентгенографічна установка (МЦРУ) сканувального типу ("Научприбор", Орел). Ця сканувальна система відрізняється від описаних вище детектором, що являє собою багатодротову пропорційну камеру, заповнену сумішшю газів (ксенон і вуглекислий газ). На анод і катод камери під високою напругою подаються електричні заряди. Під дією ікс-випромінення відбувається іонізація газу, і іони, що утворилися, впливають на анодні дротики за допомогою наведення додаткового заряду, величина якого далі оцінюється в режимі прямого підрахунку квантів [30-34]. Камера уловлює сигнали, які мінімально перевищують поріг чутливості підсилювача-дискримінатора, завдяки чому фонове випромінення не фіксується, тоді як корисний сигнал збільшується у тисячі разів пропорційно величині первинної іонізації, а поглинені ікс-кванти рахуються поштучно. Ці особливості вигідно відрізняють пропорційну камеру від інших детекторів і дають можливість максимально знизити дозу, необхідну для одержання рентгенівського зображення, та забезпечити його найбільший динамічний діапазон.
В Інституті ядерної фізики СО РАН розробляють принципово новий тип детектора медичного ікс-випромінення - багатоелектродну іонізаційну камеру, у якій буде використовуватися аналоговий метод знімання інформації. Очікується, що ця камера поліпшить просторову розрізнювальну здатність (1024 канали), збільшить динамічний діапазон, підвищить швидкодію і ще значніше зменшить опромінення пацієнтів [34].

Цифрова рентгенографія на основі багатокамерної технології

Приймачі рентгенівського зображення на основі багатокамерної технології є вітчизняними розробками. Прикладами таких систем є цифровий підсилювач рентгенівського зображення і цифровий мамограф АТ "Радмір" (Харків) та малодозовані цифрові приймачі рентгенівського зображення АТ "Телеоптик" (Київ).
Принцип роботи цих пристроїв полягає у зчитуванні рентгенівського зображення цифровими камерами на основі ПЗЗ-матриць із люмінесцентного екрана (рис. 6). Використання кількох камер (від 4 до 36) дає змогу підвищити просторову розрізнювальну здатність. Зображення, одержані з кожної камери під час обробки комп'ютером, "зшиваються" і формують діагностичне зображення, яке відображується на екрані монітора робочої станції. Просторова розрізнювальна здатність цих приладів дорівнює 2,4-4 пар ліній/мм, а градаційна розрізнювальна - 1024 відтінки сірого (10 біт/піксел) [37].

Cистеми цифрового сканування рентгенограм для апостеріорної обробки

Такі системи є пристроями цифрового введення зображень з фотоплівки в комп'ютер і являють собою планшетні сканери, обладнані слайд-модулем, або спеціальні дигітайзери [38-40].

Переваги цифрової рентгенології

Перевагою цифрової рентгенографії перед звичайною екранно-плівковою є краща видимість незначних різниць у контрастності і набагато більша експозиційна широта, тобто висока якість зображень, що значно знижує променеве навантаження на пацієнтів і медичний персонал [38, 41-44].
Апостеріорна комп'ютерна обробка зображення (постпроцесинг) дає можливість оптимізувати його якість. Зображення у цифровій формі можна простим і зручним способом аналізувати на спеціальних робочих станціях обробки зображення.
За допомогою різних програм можуть бути обчислені лінійні розміри, площа й об'єм будь-якого утворення як автоматично, так і за спеціальним вибором лікаря. Можуть бути визначені кути між різними анатомічними лініями. Можливе автоматичне і ручне оконтурювання деталей зображення, збільшення та зменшення контрастності, виділення будь-яких об'єктів і плавна зміна їх масштабу, побудова тривимірних зображень [5, 38].
Стосовно градаційної розрізнювальної здатності відомо, що око звичайної людини розрізняє до 16 градацій сірого, а око спеціально тренованої - до 30. Таким чином, лікар, розглядаючи знімок, може використовувати для діагностування об'єкта, що його цікавить, тільки 2-3 десятки градацій сірого тону, зафіксованих на фотоносії. Для виділення об'єктів, що відображуються в тонших відтінках сірого, потрібно використовувати інші параметри опромінення. Нині цифрові методи забезпечують під час реєстрації зображення динамічний діапазон півтонів, який перевищує в десятки разів можливості сприйняття людиною. Переміщуючи за допомогою комп'ютерних програм доступний для ока інтервал у 16-32 градації по всьому цьому діапазону, лікар може, послідовно змінюючи зображення, що міститься на екрані монітора комп'ютера, виділяти раніше не видимі для нього деталі без повторного обстеження хворого [5]. Використання колірного кодування дає можливість не обмежувати інтервал динамічного діапазону, замінюючи тоновий контраст на колірний. Сусіднім ділянкам зображення, які мало відрізняються за оптичною густиною, присвоюються контрастні кольори. Це дає можливість впевнено розрізняти дані ділянки. Крім того, усі ділянки зображення, що мають однакову оптичну густину, набувають однаковий колір [40].
Цифрові зображення можна накопичувати без будь-якої втрати інформації і передавати для аналізу на інші робочі станції. Системи цифрової рентгенографії можна поєднувати із системами електронного архівування і передавання зображень. Подібні мережі дають можливість одночасно передавати в різні місця копії зображення, ідентичні оригіналу. Створення електронних систем обробки і передавання зображень, можливість зіставлення результатів різних діагностичних досліджень (РАСS) - забезпечує умови для переходу до телерадіології й телемедицини [36; 7).
Архів цифрових зображень значно скорочує потребу в площі і унеможливлює втрату зображень. Звичайні плівкові рентгенограми внаслідок природних процесів старіють, а під час архівування на магнітній плівці або мікрофільмування доводиться враховувати можливість втрати інформації, що виключено при збереженні цифрових зображень [5, 30].
Простота монтажу та експлуатації, надійність у роботі, мінімальна потреба в технічному обслуговуванні і поточному ремонті, можливість відмови від дорогого фотохімічного процесу дають істотну економічну вигоду [30, 38, 44-47], Таким чином, майбутнє сучасної радіології за повним переходом до цифрових технологій [38].

Ю.Т.Кіношенко,
С.В.Бабанін,
О.Б.Согоконь,
І.Л.Волочай,
В.В.Колишкін.
Харківська медична академія післядипломної освіти.
м. Харків.

ЛІТЕРАТУРА

1. Антонов А.О., Антонов О.С., Лыткин С.А.// Мед.техн. - 1995. -№3.-С.3-6.
2. Блинов Н.Н.// Вестн. рентгенол. и радиол.-1998.-№1.-С.47-52.
3. Блинов Н.Н., Варшавский Ю.В., Зеликман М.И.//Компьют. технол. в мед.-1997.-№3.-С.23-24.
4. Borchers J., Kamm K.F.//Мед. визуализ.-1996.-№2.-С.56-60.
5. Варшавский Ю.В.,Жуковский В.Д., Натензон М.Я., Тарнопольский В.И.// Там же.-1997.-№3.-С.40-47.
6. Гурвич А.М., Гурвич М.Г., Мягкова А.М., Рюдингер Ю.//Там же.-1990-№3.-С.27-31.
7. Jeromin L.S., Lee D.L., Grozalis E.G.,Wolff D.P. Benefis of a new direct digital X-ray imaging system//Proceedings of the International Symposium: CAR' 96/Ed.by H.U.Lemke.-Amsterdam: Elsevter,1996.-P. 35-40.
8. Kiuru А. Радиофизика: Общее руководство по радиологии/Под ред. H.Pettersson (серия по медицинской визуализации).- Институт NISER,1995.-С.17-46.
9. Королюк И.П., Гуральник Л.И., Вакулич Е.А. и др.//Вестн. рентгенол. и радиол.- №6.-С.41-46.
10. Pizzutiello R.J.,Cullinan J.E. Введение в медицинскую рентгенографию: Пер.с англ.-Estman Kodak Co.,1993.-Printed in Russia,1996.-221c.
11. Черний А.Н.//Туберкул.и экол.-1995.-№3.-С.13-14.
12. Чикирдин Э.Г.//Мед. техн.-1998.-№3.-С.36-39.
"Український радіологічний журнал", № 9, 2001.

Газета "Ваше здоров'я" (медичне видання), № 4, 30 січня - 5 лютого 2004 р.