09.06.06 | Цифрова рентгенологія. Методи одержання зображення та переваги перед традиційними технологіями.

О.Б. Согоконь, І.Л. Волочай,
Ю.Т. Кіношенко, С.В. Бабанін,
В.В. Колишкін.

У наш час основний принцип рентгенографії й флюороскопії полягає у формуванні інформаційного змісту об'єкта на плівці чи флуоресціюючому екрані точками, оптична густина яких відображує ступінь поглинання об'єктом ікс-випромінювання.

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 тужавих тканин, а також ускладнює вибір оптимальної експозиції.

Витрати на фотохімічний процес та фотопроявну техніку продовжують зростати і стають вирішальними для багатьох клінік, що зумовлює зацікавленість у переході на більш дешеві способи реєстрації рентгенівського зображення.
Ще одним негативним фактором екрано - плівкової рентгенографії є труднощі утримування плівкового архіву. Відповідно до світової статистики, при збереженні в архівах до 20% рентгенограм втрачають 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 витрат.
Іншим способом формування рентгенівського дослідження є аналогове електронно - оптичне підсилення зображення. При цьому зображення. Яке спочатку отримують на флюоресціючому 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. Однак просторова розрізнювальна спроможність даного зображення помітно поступається такій при рентгенографії
Останнім часом серед променевих діагностів активно обговорюється питання цифрової, або "дигітальної" реєстрації, обробки та збереження медичних зображень.
Термін "Цифрова рентгенографія" застосовується до всіх методів проекційної рентгенографії, при яких рентгенівське зображення формується, а потім обробляється електронно - обчислювальною машиною. Основним завданням подібного роду 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 cell - 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 спроможність 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 пік селів, пропорційне двом. Відповідно матриця може складатися з 512*512, 1024*1024 (1К), 2048*2048 (2К) чи 4096*4096 (4К) пікселів. Зображення в матриці 1024*1024 потребує вчетверо більшого обсягу пам'яті для збереження, ніж у матриці 512*512, а зображення 4096*4096 - більшого в 64 рази. Відповідно зростає і вартість обсягу пам'яті в розрахунку на одне зображення, а також збільшується час на оцифровування зображення, запис даних на носій та їх передавання. Таким чином, при оцифровуванні рентгенівського зображення діє правило: зображення має бути детальним. Наскільки це необхідно, і грубим - наскільки це припустимо.
Для відображення малоконтрастних об'єктів основним фактором є контрастна розрізнювальна спроможність, що визначається кількістю біт на піксел. Для відтворення, наприклад, 256 відтінків сірого потрібно 8 біт на один піксел. У різних приладах обсяг цієї інформації може складати від 8 до 16 біт на піксел. Велика ємність сприймального пристрою дозволяє при виведенні із зображення на екран монітора вивчати досліджуваний об'єкт у більш широкому динамічному діапазоні. Це означає, що в цифрових системах можна водночас одержувати зображення м'яких і тужавих об'єктів із достатньо високою розрізнювальною спроможністю за контрастністю, тобто розрізнювати велику кількість градацій сірої шкали. Просторова розрізнювальна спроможність на практиці визначається кількістю пар ліній, які можна розрізнити в 1 мм (одиниця виміру - пар ліній /мм). Для рентгенографічної плівки просторова розрізнювальна спроможність 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 спроможність у залежності 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 спроможністю, воно має ряд істотних переваг, головною з яких є висока контрастна розрізнювальна спроможність у широкому динамічному діапазоні.
Існуючі системи цифрової рентгенографії та ті, що перебувають на стадії розробки, поділяються за принципом детектування ікс-випромінювання на шість основних видів:
1. Системи з оцифровуванням рентгенівського зображення, одержуваного з підсилювачів зображення.
2. Цифрова рентгенографія на запам'ятовуючих люмінофорах.
3. напівпровідникових детекторів.
4. Цифрова рентгенографія на основі багато дротяної 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 і, 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 накопичу вальний пристрій. Потім ці дані комп'ютер переводить у видиме зображення.
Розрізнювальна спроможність зазначеної технології обмежується смугою пропускання телевізійної системи, застосованої в підсилювачі зображення (ПРЗ). Іншим недоліком подібних систем є малий розмір робочого поля ПРЗ.
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" і ТОВ "ТАНА").

Цифрова люмінесцентна рентгенографія (ЦЛР).

Друге місце за поширеністю у світі посіла розроблена на початку 80 - х років цифрова рентгенографія на запам'ятовуючих люмінофорах. Метод заснований на фіксації рентгенівського зображення екраном, вкритим спеціальною речовиною. При 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-випромінювання 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. 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 "плівко - підсилюючий екран" у касету і застосовуються у звичайних рентгенодіагностичних апаратах.
Люмінесцентні пластини - накопичувачі мають значно більшу експозиційну, ніж загально - прийняті комбінації плівка - екран, завдяки чому помітно розширюється інтервал між недо - і переекспонуванням. Цим способом можна одержувати досить контрастні зображення навіть при зниженій експозиційній дозі, нижньою межею якої є лише рівень квантового шуму. При цьому забезпечується ємність зображення до 8 біт/піксел. Просторова розрізнювальна спроможність люмінесцентної цифрової рентгенографії визначається розміром піксела, що становить від 0.1 * 0.1 мм при використанні запам'ятовуючих екранів не більше 20 * 20 см і до 0.2 * 0.2 мм у випадку використання екранів розміром 35 * 43 см. Та вже з'явилася публікація про створення матриці з розміром піксела 0.1 мм із просторовою розрізнювальною спроможністю від 2.5 пар ліній/мм (при розмірі піксела 0.2 мм) до5 - 6 пар ліній/мм (при 0.1 мм) із просторовою розрізнювальною спроможністю від 2.5 пар ліній/мм (при 0.1 мм). Ці технічні характеристики просторової розрізнювальної спроможності нічим не поступаються сучасним системам традиційної рентгенографії.
Прикладом сучасного рентгенодіагностичного апарата на основі фото стимульованої люмінесценції може служити "Digiskan 2T Plus" ("Siemens"). При цьому важливо, що цю технологію можна застосувати, використовуючи наявний парк апаратів.

Цифрова напівпровідникова рентгенографія.

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

Селенова рентгенографія.

Одним із варіантів прямого детектування ікс-випромінювання є цифрова селенова рентгенографія. Основною частиною такого пристрою служить детектор у вигляді барабана, вкритого шаром аморфного селену. Під дією ікс-випромінювання на поверхні селенового покриття виникає електричний заряд (за принципом розряду у відкритому ланцюгу), величина якого залежить від енергії опромінення. Далі за допомогою спеціальних перетворювачів проводиться зчитування сигналу і формування цифрової матриці зображення. Селенову рентгенографію нині використовують тільки у системах для рентгенографії грудної клітки, наприклад в установці "Thoravision" ("Philips"). Характерна для знімків грудної клітки висока контрастність між легеневими полями та ділянкою середостіння при цифровій обробці згладжується, не зменшуючи при цьому 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 твердотільної матриці форматом 1024*1024, що має розмір піксела 0.2 мм. Детектор матриці складається зі сцинтилюючого екрана, прямо з'єднаного з комплексом фото діодів 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 фото діодом. Унікальною особливістю матриці є швидке зчитування інформації - до 30 зображень на секунду, що забезпечує її застосування в рентгенографії та флюороскопії.
В зарубіжній літературі з'явилися повідомлення про створення інших експериментальних моделей повно форматних матриць, призначених як для рентгенографії, так і флюороскопії. Особливістю всіх запропонованих систем є прагнення розробників підвищити розрізнювальну спроможність, що дозволяє за рахунок зменшення розмірів піксела матриці до 150, 97, 50 і навіть 42,5 мкм зменшити шум без збільшення експозиційної дози. Як детектор пропонується товстий шар (1 мм) аморфного селену, а як сцинтиляційний шар - різні сполуки ітрію, активовані європієм, або цезію, активовані талієм. Чутливість таких детекторів, за твердженням авторів, підвищується вдвічі. Максимальний формат існуючих експериментальних матриць з над малим розміром піксела поки становить 2048(2).
Ідеальний варіант прямого детектування рентгенівського зображення вбачають у створенні повномасштабної твердоті лої матриці, здатної на площі 400*400 мм сформувати цифрове зображення з кількістю пікселів не менше 4000*4000 і розрядністю до 12 біт. 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 40*40 см з достатньою ефективністю, швидкодією, високою, просторовою розрізнювальною спроможністю вкрай важко. До того ж при двовимірному детекторі потрібно застосувати коліматори, які відтинають розсіяне в тілі пацієнта ікс-випромінювання, що погіршує зображення. Крім того, досить складно забезпечити радіаційну стійкість матриці, оскільки більшість напівпровідникових детекторів швидко знижують свої показники під впливом іонізуючого опромінення, 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-випромінювання, 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-випромінювання. Як детектори використовують кремнієві фотодіоди і сцинтилятори. Реєстрація ікс - квантів, так само як і у повно форматній матриці, відбувається за рахунок їхньої 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 кадрів формується цифрове зображення, яке відбиває інтенсивність ікс-випромінювання після проходження крізь тіло пацієнта.
Просторова розрізнювальна спроможність 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 - Si - 125 ("Амико", "Рентгенпром", Москва) і АПЦФ - 01 "Карс - Скан" ("Медрентекс", Москва).

Цифрова рентгенографія на основі багатодротової пропорційної камери.

Прикладом такої системи служить малодозова цифрова рентгенографічна установка (МЦРУ) скандувального типу ("Научприбор", Орел ). Дана 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-випромінювання 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. Камера уловлює сигнали, які мінімально перевищують поріг чутливості підсилювача - дискримінатора, завдяки чому фонове випромінювання 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 інших детекторів і дозволяють 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-випромінювання - багато електродну іонізаційну камеру, у якій буде використовуватися аналоговий метод знімання інформації. Очікується, що ця камера поліпшить просторову розрізнювальну спроможність (1024 канали), збільшити динамічний діапазон, підвищить швидкодію і ще значніше зменшить дозу опромінення пацієнтів.

Цифрова рентгенографія на основі багатокамерної технології.

Приймачі рентгенівського зображення на основі багатокамерної технології є вітчизняними розробками. Прикладами таких систем служать цифровий підсилювач рентгенівського зображення і цифровий мамо граф АТ "Радмір" (Харків) та малодозові 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. Використання кількох камер (від 4 до 36) дозволяє підвищити просторову
розрізнювальну спроможність. Зображення, одержані від кожної з камер при обробці комп'ютером "зшиваються" і формують діагностичне зображення, яке відображується на екрані монітора робочої станції. Просторова розрізнювальна спроможність цих приладів дорівнює 2.4 - 4 пар ліній/мм, а градаційна розрізнювальна - 1024 відтінки сірого (10 біт/піксел).

Системи 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.

Переваги цифрової рентгенології.

Перевагою цифрової рентгенографії перед звичайною екрано-плівковою є краща видимість незначних різниць у контрастності і значно більша експозиційна широта, тобто висока якість зображень, що значно знижує променеве навантаження на пацієнтів і медичний персонал.
Апостеріорна комп'ютерна обробка зображення (постпроцесинг) дозволяє 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 їхнього масштабу, побудова тривимірних зображень і т. ін.
Стосовно градаційної розрізнювальної спроможності 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 фото носії. Для виділення об'єктів, що відображуються в тонших відтінках сірого, потрібно використовувати інші параметри опромінення. Нині цифрові методи забезпечують при 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 знаходиться на екрані монітора комп'ютера, виділяти раніше не видимі для нього деталі без повторного обстеження хворого. Використання колірного кодування дозволяє не обмежувати інтервал динамічного діапазону, замінюючи тоновий контраст на колірний. Сусіднім ділянкам зображення, які мало відрізняються за оптичною густиною, присвоюються контрастні кольори . Це дозволяє впевнено розрізняти дані ділянки. Кім того усі ділянки зображення, що мають однакову оптичну густину, здобувають однаковий колір.
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 дозволяють одночасно передавати в різні місця копії зображення, які цілком ідентичні оригіналові. Створення електронних систем обробки і передавання зображень, можливість зіставлення результатів різних діагностичних досліджень (PACS) - забезпечує умови для переходу до телерадіології й телемедицини.
Архів цифрових зображень значно скорочує потребу в площі і виключає втрату зображень. Звичайні плиткові рентгенограми в результаті природних процесів старіють, а при архівуванні на магнітній плівці або мікрофільмуванні доводиться враховувати і можливість втрати інформації, що виключено при збереженні цифрових зображень.
Простота монтажу та експлуатації, надійність у роботі, мінімальна потреба в технічному обслуговуванні і поточному ремонті, можливість відмови від фотохімічного процесу, що дорого коштує, дають істотну економічну вигоду.
Таким чином, майбутнє сучасної радіології полягає в повному переході до цифрових технологій.

О.Б. Согоконь, І.Л. Волочай,
Ю.Т. Кіношенко, С.В. Бабанін,
В.В. Колишкін.

У наш час основний принцип рентгенографії й флюороскопії полягає у формуванні інформаційного змісту об'єкта на плівці чи флуоресціюючому екрані точками, оптична густина яких відображує ступінь поглинання об'єктом ікс-випромінювання.

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 тужавих тканин, а також ускладнює вибір оптимальної експозиції.

Витрати на фотохімічний процес та фотопроявну техніку продовжують зростати і стають вирішальними для багатьох клінік, що зумовлює зацікавленість у переході на більш дешеві способи реєстрації рентгенівського зображення.
Ще одним негативним фактором екрано - плівкової рентгенографії є труднощі утримування плівкового архіву. Відповідно до світової статистики, при збереженні в архівах до 20% рентгенограм втрачають 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 витрат.
Іншим способом формування рентгенівського дослідження є аналогове електронно - оптичне підсилення зображення. При цьому зображення. Яке спочатку отримують на флюоресціючому 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. Однак просторова розрізнювальна спроможність даного зображення помітно поступається такій при рентгенографії
Останнім часом серед променевих діагностів активно обговорюється питання цифрової, або "дигітальної" реєстрації, обробки та збереження медичних зображень.
Термін "Цифрова рентгенографія" застосовується до всіх методів проекційної рентгенографії, при яких рентгенівське зображення формується, а потім обробляється електронно - обчислювальною машиною. Основним завданням подібного роду 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 cell - 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 спроможність 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 пік селів, пропорційне двом. Відповідно матриця може складатися з 512*512, 1024*1024 (1К), 2048*2048 (2К) чи 4096*4096 (4К) пікселів. Зображення в матриці 1024*1024 потребує вчетверо більшого обсягу пам'яті для збереження, ніж у матриці 512*512, а зображення 4096*4096 - більшого в 64 рази. Відповідно зростає і вартість обсягу пам'яті в розрахунку на одне зображення, а також збільшується час на оцифровування зображення, запис даних на носій та їх передавання. Таким чином, при оцифровуванні рентгенівського зображення діє правило: зображення має бути детальним. Наскільки це необхідно, і грубим - наскільки це припустимо.
Для відображення малоконтрастних об'єктів основним фактором є контрастна розрізнювальна спроможність, що визначається кількістю біт на піксел. Для відтворення, наприклад, 256 відтінків сірого потрібно 8 біт на один піксел. У різних приладах обсяг цієї інформації може складати від 8 до 16 біт на піксел. Велика ємність сприймального пристрою дозволяє при виведенні із зображення на екран монітора вивчати досліджуваний об'єкт у більш широкому динамічному діапазоні. Це означає, що в цифрових системах можна водночас одержувати зображення м'яких і тужавих об'єктів із достатньо високою розрізнювальною спроможністю за контрастністю, тобто розрізнювати велику кількість градацій сірої шкали. Просторова розрізнювальна спроможність на практиці визначається кількістю пар ліній, які можна розрізнити в 1 мм (одиниця виміру - пар ліній /мм). Для рентгенографічної плівки просторова розрізнювальна спроможність 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 спроможність у залежності 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 спроможністю, воно має ряд істотних переваг, головною з яких є висока контрастна розрізнювальна спроможність у широкому динамічному діапазоні.
Існуючі системи цифрової рентгенографії та ті, що перебувають на стадії розробки, поділяються за принципом детектування ікс-випромінювання на шість основних видів:
1. Системи з оцифровуванням рентгенівського зображення, одержуваного з підсилювачів зображення.
2. Цифрова рентгенографія на запам'ятовуючих люмінофорах.
3. напівпровідникових детекторів.
4. Цифрова рентгенографія на основі багато дротяної 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 і, 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 накопичу вальний пристрій. Потім ці дані комп'ютер переводить у видиме зображення.
Розрізнювальна спроможність зазначеної технології обмежується смугою пропускання телевізійної системи, застосованої в підсилювачі зображення (ПРЗ). Іншим недоліком подібних систем є малий розмір робочого поля ПРЗ.
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" і ТОВ "ТАНА").

Цифрова люмінесцентна рентгенографія (ЦЛР).

Друге місце за поширеністю у світі посіла розроблена на початку 80 - х років цифрова рентгенографія на запам'ятовуючих люмінофорах. Метод заснований на фіксації рентгенівського зображення екраном, вкритим спеціальною речовиною. При 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-випромінювання 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. 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 "плівко - підсилюючий екран" у касету і застосовуються у звичайних рентгенодіагностичних апаратах.
Люмінесцентні пластини - накопичувачі мають значно більшу експозиційну, ніж загально - прийняті комбінації плівка - екран, завдяки чому помітно розширюється інтервал між недо - і переекспонуванням. Цим способом можна одержувати досить контрастні зображення навіть при зниженій експозиційній дозі, нижньою межею якої є лише рівень квантового шуму. При цьому забезпечується ємність зображення до 8 біт/піксел. Просторова розрізнювальна спроможність люмінесцентної цифрової рентгенографії визначається розміром піксела, що становить від 0.1 * 0.1 мм при використанні запам'ятовуючих екранів не більше 20 * 20 см і до 0.2 * 0.2 мм у випадку використання екранів розміром 35 * 43 см. Та вже з'явилася публікація про створення матриці з розміром піксела 0.1 мм із просторовою розрізнювальною спроможністю від 2.5 пар ліній/мм (при розмірі піксела 0.2 мм) до5 - 6 пар ліній/мм (при 0.1 мм) із просторовою розрізнювальною спроможністю від 2.5 пар ліній/мм (при 0.1 мм). Ці технічні характеристики просторової розрізнювальної спроможності нічим не поступаються сучасним системам традиційної рентгенографії.
Прикладом сучасного рентгенодіагностичного апарата на основі фото стимульованої люмінесценції може служити "Digiskan 2T Plus" ("Siemens"). При цьому важливо, що цю технологію можна застосувати, використовуючи наявний парк апаратів.

Цифрова напівпровідникова рентгенографія.

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

Селенова рентгенографія.

Одним із варіантів прямого детектування ікс-випромінювання є цифрова селенова рентгенографія. Основною частиною такого пристрою служить детектор у вигляді барабана, вкритого шаром аморфного селену. Під дією ікс-випромінювання на поверхні селенового покриття виникає електричний заряд (за принципом розряду у відкритому ланцюгу), величина якого залежить від енергії опромінення. Далі за допомогою спеціальних перетворювачів проводиться зчитування сигналу і формування цифрової матриці зображення. Селенову рентгенографію нині використовують тільки у системах для рентгенографії грудної клітки, наприклад в установці "Thoravision" ("Philips"). Характерна для знімків грудної клітки висока контрастність між легеневими полями та ділянкою середостіння при цифровій обробці згладжується, не зменшуючи при цьому 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 твердотільної матриці форматом 1024*1024, що має розмір піксела 0.2 мм. Детектор матриці складається зі сцинтилюючого екрана, прямо з'єднаного з комплексом фото діодів 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 фото діодом. Унікальною особливістю матриці є швидке зчитування інформації - до 30 зображень на секунду, що забезпечує її застосування в рентгенографії та флюороскопії.
В зарубіжній літературі з'явилися повідомлення про створення інших експериментальних моделей повно форматних матриць, призначених як для рентгенографії, так і флюороскопії. Особливістю всіх запропонованих систем є прагнення розробників підвищити розрізнювальну спроможність, що дозволяє за рахунок зменшення розмірів піксела матриці до 150, 97, 50 і навіть 42,5 мкм зменшити шум без збільшення експозиційної дози. Як детектор пропонується товстий шар (1 мм) аморфного селену, а як сцинтиляційний шар - різні сполуки ітрію, активовані європієм, або цезію, активовані талієм. Чутливість таких детекторів, за твердженням авторів, підвищується вдвічі. Максимальний формат існуючих експериментальних матриць з над малим розміром піксела поки становить 2048(2).
Ідеальний варіант прямого детектування рентгенівського зображення вбачають у створенні повномасштабної твердоті лої матриці, здатної на площі 400*400 мм сформувати цифрове зображення з кількістю пікселів не менше 4000*4000 і розрядністю до 12 біт. 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 40*40 см з достатньою ефективністю, швидкодією, високою, просторовою розрізнювальною спроможністю вкрай важко. До того ж при двовимірному детекторі потрібно застосувати коліматори, які відтинають розсіяне в тілі пацієнта ікс-випромінювання, що погіршує зображення. Крім того, досить складно забезпечити радіаційну стійкість матриці, оскільки більшість напівпровідникових детекторів швидко знижують свої показники під впливом іонізуючого опромінення, 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-випромінювання, 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-випромінювання. Як детектори використовують кремнієві фотодіоди і сцинтилятори. Реєстрація ікс - квантів, так само як і у повно форматній матриці, відбувається за рахунок їхньої 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 кадрів формується цифрове зображення, яке відбиває інтенсивність ікс-випромінювання після проходження крізь тіло пацієнта.
Просторова розрізнювальна спроможність 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 - Si - 125 ("Амико", "Рентгенпром", Москва) і АПЦФ - 01 "Карс - Скан" ("Медрентекс", Москва).

Цифрова рентгенографія на основі багатодротової пропорційної камери.

Прикладом такої системи служить малодозова цифрова рентгенографічна установка (МЦРУ) скандувального типу ("Научприбор", Орел ). Дана 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-випромінювання 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. Камера уловлює сигнали, які мінімально перевищують поріг чутливості підсилювача - дискримінатора, завдяки чому фонове випромінювання 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 інших детекторів і дозволяють 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-випромінювання - багато електродну іонізаційну камеру, у якій буде використовуватися аналоговий метод знімання інформації. Очікується, що ця камера поліпшить просторову розрізнювальну спроможність (1024 канали), збільшити динамічний діапазон, підвищить швидкодію і ще значніше зменшить дозу опромінення пацієнтів.

Цифрова рентгенографія на основі багатокамерної технології.

Приймачі рентгенівського зображення на основі багатокамерної технології є вітчизняними розробками. Прикладами таких систем служать цифровий підсилювач рентгенівського зображення і цифровий мамо граф АТ "Радмір" (Харків) та малодозові 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. Використання кількох камер (від 4 до 36) дозволяє підвищити просторову
розрізнювальну спроможність. Зображення, одержані від кожної з камер при обробці комп'ютером "зшиваються" і формують діагностичне зображення, яке відображується на екрані монітора робочої станції. Просторова розрізнювальна спроможність цих приладів дорівнює 2.4 - 4 пар ліній/мм, а градаційна розрізнювальна - 1024 відтінки сірого (10 біт/піксел).

Системи 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.

Переваги цифрової рентгенології.

Перевагою цифрової рентгенографії перед звичайною екрано-плівковою є краща видимість незначних різниць у контрастності і значно більша експозиційна широта, тобто висока якість зображень, що значно знижує променеве навантаження на пацієнтів і медичний персонал.
Апостеріорна комп'ютерна обробка зображення (постпроцесинг) дозволяє 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 їхнього масштабу, побудова тривимірних зображень і т. ін.
Стосовно градаційної розрізнювальної спроможності 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 фото носії. Для виділення об'єктів, що відображуються в тонших відтінках сірого, потрібно використовувати інші параметри опромінення. Нині цифрові методи забезпечують при 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 знаходиться на екрані монітора комп'ютера, виділяти раніше не видимі для нього деталі без повторного обстеження хворого. Використання колірного кодування дозволяє не обмежувати інтервал динамічного діапазону, замінюючи тоновий контраст на колірний. Сусіднім ділянкам зображення, які мало відрізняються за оптичною густиною, присвоюються контрастні кольори . Це дозволяє впевнено розрізняти дані ділянки. Кім того усі ділянки зображення, що мають однакову оптичну густину, здобувають однаковий колір.
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 дозволяють одночасно передавати в різні місця копії зображення, які цілком ідентичні оригіналові. Створення електронних систем обробки і передавання зображень, можливість зіставлення результатів різних діагностичних досліджень (PACS) - забезпечує умови для переходу до телерадіології й телемедицини.
Архів цифрових зображень значно скорочує потребу в площі і виключає втрату зображень. Звичайні плиткові рентгенограми в результаті природних процесів старіють, а при архівуванні на магнітній плівці або мікрофільмуванні доводиться враховувати і можливість втрати інформації, що виключено при збереженні цифрових зображень.
Простота монтажу та експлуатації, надійність у роботі, мінімальна потреба в технічному обслуговуванні і поточному ремонті, можливість відмови від фотохімічного процесу, що дорого коштує, дають істотну економічну вигоду.
Таким чином, майбутнє сучасної радіології полягає в повному переході до цифрових технологій.