Технические характеристики оборудования для КТ

Технические характеристики компьютерного томографа Philips Brilliance IDT 16, установленного в Центре

• инновационная технология детекторов IDT® (Infinite Detector Technology),
• одновременное сканирование 16 слоев,
• толщина слоя – 0.5, 1.0, 2.5, 5.0, 8.0, 10.0 мм,
• время сканирования (360°): 0,42, 0.5, 0.75, 1, 1.5, 2 сек,
• возможность сканирования участка длиной 80 см при одной задержке дыхания,
• непрерывное спиральное сканирование до 97.5 сек,
• максимальная сканируемая длина 157 см,
• система динамического фокусирования (Dynamic Focus System), обеспечивающая ультравысокое пространственное разрешение – 24.0 пары линий /см,
• поле обзора 50 см при диаметре отверстия гентри 70 см,
• вес пациента – до 200 кг,
• системы контроля лучевой нагрузки DoseRight ACS (Automatic Current Selection) и DoseRight DOM (Dynamic Dose Modulation), регулирующие лучевую нагрузку в зависимости от возраста и размеров пациента, зоны и протокола обследования,
• основная консоль оператора с инновационной пользовательской средой Brilliance Workspace® для управления сканированием и обработки полученных данных,
• дополнительная консоль для просмотра, обработки и архивирования медицинских изображений – высокопроизводительная рабочая станция с пользовательской средой Extended Brilliance Workspace®, которая помогает освободить основную консоль сразу после завершения сканирования,
• матрицы реконструкции 2562, 5122, 7682, 10242,
• время реконструкции – до 6 изображений в секунду для матрицы 5122,
• возможность кино-просмотра срезов, параллельной реконструкции, просмотра и копирования изображений в процессе сканирования,
• автоматическая подготовка изображений к печати (автофильмирование),
• соответствие формата изображений DICOM 3. 0 – радиологическому стандарту создания, хранения, передачи в сетях и визуализации медицинских изображений и данных о пациентах.

Автоматическая инъекционная система MedRad® Stellant® D

Для повышения информативности исследований компьютерный томограф Philips Mx8000 IDT 16 в нашем Центре оборудован инъекционной системой нового поколения MedRad® Stellant® D. Инъекционная система MedRad® Stellant® D имеет две емкости (шприц-колбы) для автоматизированного внутривенного введения контрастного вещества и физиологического раствора. Последовательное инъекционное введение контрастного вещества и физиологического раствора имеет ряд преимуществ перед традиционными методиками контрастного усиления:

• возможность с помощью физиологического раствора дольше удерживать контрастное вещество в исследуемом органе или сосуде, улучшая таким образом визуализацию,
• использование физиологического раствора оптимизирует плотность контрастного вещества, способствуя уменьшению «шумов» и артефактов,
• использование физиологического раствора снижает количество вводимого контрастного вещества.

Прикладные программы Phillips Brilliance CT для эффективной диагностики

Эффективная рабочая среда Brilliance Workspace® разработана специально для управления большими наборами данных, полученными при многослойной компьютерной томографии. Brilliance Workspace® обеспечивает просмотр изображений и их реконструкцию в любой заданной плоскости в реальном времени, а также работу широкого спектра прикладных программ Phillips Brilliance® для быстрой и точной диагностики.

Программный пакет для исследований сердца (Comprehensive Cardiac Analysis) –предоставляет широкий спектр мощных инструментов для сегментного анализа всего сердца, функциональной оценки желудочков, а также анализа трехмерной морфологии сердечных камер и клапанов. Возможно представление динамических данных в режиме кино.

Программа просмотракардиологических данных (Cardiac Viewer) включает комплекс инструментов,обеспечивающих быструю визуализациюодной или нескольких фаз сердечного цикла,синхронизацию изображений сердца в несколькихфазах цикла с использованиеминтерактивных инструментов просмотратолстых срезов в режиме МІР (проекции максимальной интенсивности), возможностьработы с изображениями сердца в разныхпроекциях в режиме кино, а такжевозможность выполнения вычислений: длина, площадь, конечно-систолический объем (ESV), конечно-диастолический обьем (EDV), сердечный выброс (CO) и фракции выброса (EF) длябазовой оценки функции желудочков.

Анализ сосудов для выявления стенозирующей патологии (Advanced Vessel Analysis Stenosis) включает инструменты для детального обследования сосудов при использовании контрастного усиления. Приложение позволяет легко выделять и сегментировать сосуды для быстрого выполнения стандартных измерений: диаметра просвета сосуда, площади поперечного сечения просвета, длины, степени изгиба отдельных сегментов и др. Приложение обеспечивает просмотр с использованием любого алгоритма визуализации, включая все формы MIP (проекции максимальной интенсивности) и объемной визуализации.

Специализированная программа для планирования эндоваскулярного стентирования (Advanced Vessel Analysis Stent Planning) – программа обеспечивает автоматическоеопределение осевой линии контрастированной сосудистой структуры, а также количественные измерения, необходимые для оценки степени стеноза или размера аневризмы некоронарных артерий и планирования установки зндоваскулярного стента.

Оценка отвердения коронарных артерий (HeartBeatTM -CalciumScoring) –программа для применения в кардиологии для качественной и количественной оценки степени отвердения коронарной артерии. Это экономичный неинвазивный метод выявления пациентов с риском заболеваний коронарных сосудов.

Обнаружение и оценка узелковых образований в легких (Lung Nodule Assessment) – программа обеспечивает автоматическое обнаружение и количественную оценку размера и формы легочных узлов. Специальная система сравнения результатов нескольких исследований позволяет точно оценивать изменения очагов с течением времени.

Многоплоскостная реконструкция (MultiplanarReconsruction) – метод позволяет из набора данных, полученных при объемном сканировании, быстро сформировать двухмерное изображение в любой определенной пользователем плоскости (аксиальной, сагиттальной, корональной, произвольной косоугольной или криволинейной). Может быть задана толщина слоя для реконструкции, его ориентация, количество отображаемых одновременно срезов и интервал между ними. Смещая осевые линии на изображениях, можно изменять расположение любой из построенных плоскостей в реальном масштабе времени. Многоплоскостная реконструкция играет важную роль в любых исследованиях, включая ангиографические, травматологические и ортопедические.

Кроме того, Phillips Brilliance® обеспечивает автоматизированное многоплоскостное реконструирование в режиме реального времени (Real-timeMPR), то есть буквально, пока пациент еще находится на столе.

Объемное преобразование (VolumeRendering – 4D-AngioTM) – программа, которая обеспечивает одновременную визуализацию кровеносных сосудов, мягких тканей и костей. Программа позволяет в полученном трехмерном изображении изменять прозрачность любой выбранной ткани, что повышает информативность изображения. Программа допуская обзор сквозь окружающие структуры, такие как металлические стенты и артериальные отвердения, расширяет возможности применения КТ ангиографии и трехмерной визуализации.

Проекции максимальной и минимальной интенсивности (MIP) представляют собой программы, осуществляющие объемное преобразование плотностей. Для исследования сосудистой системы (ангиография) используется программа «Проекции максимальной интенсивности» (MIP), где всем числовым значениям коэффициентов ослабления вдоль каждой прямой в заданной проекции присваивается значение максимального из них. MIP помогает определить участки отвердения стенок крупных сосудов.

Для исследования структур, наполненных воздухом, незаменимой является программа «Проекции минимальной интенсивности» (МIP). С помощью этой программы все значения коэффициентов ослабления вдоль выбранного направления уменьшаются до минимальных значений. Эта программа имеет наибольшее значение при исследовании патологических процессов в трахее и крупных бронхах.

3-мерная реконструкция – изображение оттененных поверхностей (Shaded Surface Display) – один из типов объемного преобразования поверхностей. Быстрое реформирование трехмерных изображений, содержащих до 15 различных тканей и органов, делает представление сложной анатомии простым для понимания и наглядным. Изменяя положение «источника света», т.е. затеняя поверхности с разных сторон, вы можете значительно улучшить представление зоны интереса. Манипуляции в реальном масштабе времени с трехмерными изображениями включают масштабирование, панорамирование, вращение вокруг любой оси и «вырезание» органов с любой определенной пользователем апертурой обзора для демонстрации находящихся внизу тканей. Сделав прозрачными ткани, вы можете обозревать подлежащие органы. Легко можно измерить трехмерные объемы, расстояния и углы.

Количественный КТ анализ (Q-CTA) – это набор инструментов, который помогает произвести количественные измерения в анатомических структурах, включая сосудистую систему в трехмерных объемных изображениях любых видов. Одной из возможностей программы является, в частности, полуавтоматическое определение параметров сосуда.

Программа «связанный слой» (RelateSlice^TM) позволяет на трехмерных изображениях, полученных в ходе объемного преобразования, 3-мерной реконструкции или виртуальной эндоскопии, отображать зону интереса в наборе аксиальных представлений. Программа экономит время на выполнение дополнительных преобразований и необходима для подтверждения предполагаемого диагноза.

UltraImage – уникальная техника реконструкции изображений, использующая двойной алгоритм для максимизации разрешения при неврологических исследованиях, особенно для разграничения серого и белого вещества мозга. Это позволяет избежать эффекта увеличения жесткости излучения, обеспечивая лучшее различие мягких тканей и прекрасное определение краев при устранении артефактов, возникающих на поверхностях раздела кость/мозг/воздух. UltraImageпозволяет идентифицировать мелкие по размеру патологии (такие как субдуральные гематомы), а также является идеальным методом скрининга пациентов, перенесших инсульт, на предмет мозговых кровоизлияний.

Стереотаксис – программа применяется для получения информации о позиционировании при планировании неврологических стереотаксических процедур. Пользователь может установить до 15 курсоров на референс точки для стереотаксического устройства и на патологическую мишень, а стереотаксическая программа определит их координаты. Полученные координаты фильмируются, а затем используются как входные данные для стереотаксического компьютера, который затем рассчитывает точку, траекторию и глубину введения иглы. Таким образом, максимально увеличивается точность процедуры и уменьшается её болезненность для пациента.

DentalPlanning^TM – пакет программного обеспечения, который используется для визуализации верхней или нижней челюстей пациента при планировании зубного протезирования.

Анализ минерального состава костей (Q-BMAP II) – пакет программно-аппаратных средств для контроля нарушений обмена веществ в костях (например, остеопороза).

Транзистор КТ660Б

В корзину

• Описание и характеристики
• Отзывы(0)
• Инструкция

Транзистор КТ660Б n-p-n кремниевый эпитаксиально-планарный в пластмассовом корпусе предназначен для использования в радиоэлектронной аппаратуре, изготавливаемой для народного хозяйства.

Номер технических условий

• аАО.336.669 ТУ

Корпусное исполнение

• пластмассовый корпус КТ-26 (ТО-92)

Назначение выводов

Вывод	Назначение
№1	Эмиттер
№2	База
№3	Коллектор

Основные электрические параметры КТ660

Параметры	Обозначение	Ед.измер	Режимы измерения	Min	Max
Граничное напряжение коллектор — эмиттер КТ660А КТ660Б	Uкэо гр.*	В	Iк= 10mA, Iб=0	30 25	— —
Обратный ток коллектора КТ660А КТ660Б	Iкбо	мкА	Uкб=45В,Iэ=0 Uкб=30В,Iэ=0	—	1,0
Статический коэффициент передачи тока КТ660А КТ660Б	h31Е	—	Uкб=10B,Iэ=2мA f=50МГц	110 200	220 450
Напряжение насыщения коллектор- эмиттер	Uкэ(нас)	В	Iк=500мA, Iб=50мA	—	0,5
Напряжение насыщения коллектор- эмиттер КТ660А КТ660Б	Uкэ(нас)	В	Iк=10мA, Iб=1мA	— —	0,05 0,035
Напряжение насыщения база — эмиттер	Uбэ(нас)*	В	Iк=500мA, Iб=50мA	—	1,2
Емкость коллекторного перехода	Ск	пФ	Uкб=10B,Iэ=0 f=10МГц	—	10
Граничная частота коэффициента передачи тока	fгр	МГц	Uкэ=10B,Iк=50мA	200	—

* Справочные параметры

Значения предельно допустимых электрических режимов эксплуатации КТ660

Параметры	Обозначение	Ед. измер.	Значение
Напряжение коллектор-база КТ660А КТ660Б	Uкб max	В	50 30
Напряжение коллектор-эмиттер КТ660А КТ660Б	Uкэr max	В	45 30
Напряжение эмиттер-база	Uэб max	В	5
Постоянный ток коллектора	Iк max	мА	800
Импульсный ток коллектора (tи 5)	Iки max	мА	1000
Постоянная рассеиваемая мощность коллектора	Pк max	мВт	500
Импульсная рассеиваемая мощность коллектора	Pи max	мВт	1000
Температура перехода	Tп	C	150

Отзывы

Параметры компьютерной томографии и дозы облучения: практические советы рентгенологам

.

2013 ноябрь;10(11):840-6.

doi: 10.1016/j.jacr.2013.05.032.

Шива П Раман ¹ , Махадеваппа Махеш, Роберт В. Бласко, Эллиот К. Фишман

принадлежность

• ¹ Кафедра радиологии Университета Джона Хопкинса, Балтимор, Мэриленд. Электронный адрес: [email protected].

• PMID: 24183553
• DOI: 10.1016/j.jacr.2013.05.032

Шива П. Раман и др. J Am Coll Radiol. 2013 ноябрь

. 2013 ноябрь;10(11):840-6.

doi: 10.1016/j.jacr.2013.05.032.

Авторы

Шива П Раман ¹

, Махадеваппа Махеш, Роберт В. Бласко, Эллиот К. Фишман

принадлежность

• ¹ Кафедра радиологии Университета Джона Хопкинса, Балтимор, Мэриленд. Электронный адрес: [email protected].

• PMID: 24183553
• DOI: 10.1016/j.jacr.2013.05.032

Абстрактный

Несмотря на растущее признание важности снижения дозы облучения при проведении мультидетекторных КТ-исследований, растущая сложность технологии КТ-сканирования, а также путаница в отношении важности многих различных параметров КТ-сканирования служили препятствием для рентгенологов, стремящихся создавать протоколы с более низкими дозами.

Авторы стремятся помочь рентгенологам в манипулировании 8 основными параметрами КТ, которые можно изменить или оптимизировать для снижения дозы облучения пациента, включая конфигурацию детектора, ток трубки, потенциал трубки, алгоритм реконструкции, позиционирование пациента, диапазон сканирования, толщину реконструированного среза, и шаг. Хотя всегда существует неотъемлемый компромисс между качеством изображения или шумом и дозой облучения пациента, во многих случаях разумное манипулирование этими 8 параметрами может обеспечить более безопасную визуализацию пациентов (с более низкой дозой) при сохранении качества диагностического изображения.

Ключевые слова: доза облучения; автоматическая модуляция тока лампы; итеративная реконструкция; низкое кВп; подача.

Авторское право © 2013 Американский колледж радиологии. Опубликовано Elsevier Inc. Все права защищены.

Похожие статьи

• Влияние автоматической модуляции тока трубки на дозу облучения и качество изображения для многодетекторной рядной КТ-ангиографии с низким напряжением трубки: фантомное исследование.

  Schindera ST, Nelson RC, Yoshizumi T, Toncheva G, Nguyen G, DeLong DM, Szucs-Farkas Z. Шиндера С.Т. и др. Академ Радиол. 2009 авг; 16 (8): 997-1002. doi: 10.1016/j.acra.2009.02.021. Epub 2009 5 мая. Академ Радиол. 2009. PMID: 19409820

• Эффективность итеративной реконструкции и автоматического выбора напряжения на трубке в зависимости от качества изображения и дозы облучения при КТ брюшной полости.

  Десаи Г.С., Фуэнтес Оррего Дж.М., Камбадаконе АР, Сахани Д.В. Десаи Г.С. и соавт. J Comput Assist Томогр. 2013 ноябрь-декабрь; 37(6):897-903. doi: 10.1097/RCT.0b013e3182a73fa6. J Comput Assist Томогр. 2013. PMID: 24270111

• Оптимизация дозы компьютерной томографии.

  Сирам Э. Сирам Э. Радиол Техно. 2014 июль-август;85(6):655CT-671CT; викторина 672CT-675CT. Радиол Техно. 2014. PMID: 25002653

• Инновации в стратегии снижения дозы КТ: применение алгоритма адаптивной статистической итеративной реконструкции.

  Сильва А.С., Лоудер Х.Дж., Хара А., Куяк Дж., Павличек В. Сильва А.С. и соавт. AJR Am J Рентгенол. 2010 Январь; 194 (1): 191-9. дои: 10.2214/AJR.09.2953. AJR Am J Рентгенол. 2010. PMID: 20028923 Обзор.

• Доза облучения при КТ и итеративные методы реконструкции.

  Падоле А., Али Хаваджа Р.Д., Калра М.К., Сингх С. Падоле А. и др. AJR Am J Рентгенол. 2015 г., апрель; 204(4):W384-92. дои: 10.2214/AJR.14.13241. AJR Am J Рентгенол. 2015. PMID: 25794087 Обзор.

Посмотреть все похожие статьи

Цитируется

• Прагматические подходы к снижению дозы облучения при компьютерной томографии головного мозга с использованием модификации параметров сканирования.

  Чупани М.Р., Абеди И., Далванд Ф. Чупани М.Р. и соавт. J Med Signals Sens. 26 июля 2022 г .; 12 (3): 219–226. doi: 10.4103/jmss.JMSS_83_20. eCollection 2022 июль-сен. J Med Signals Sens. 2022. PMID: 36120405 Бесплатная статья ЧВК.

• Инклинометр: новое устройство для измерения межмолярного крутящего момента и угла.

  Бехрузян А., Калман Л., Хемматиян М. Бехрузян А. и др. J Adv Periodontol Implant Dent. 2021 июль 13;13(2):97-99. doi: 10.34172/japid.2021.011. Электронная коллекция 2021. J Adv Periodontol Implant Dent. 2021. PMID: 35919676 Бесплатная статья ЧВК.

• Применение искусственного интеллекта и радиомики при раке легкого.

  Чжоу И, Сюй С, Сонг Л, Ван С, Го Дж, И З, Ли В. Чжоу Ю и др. Прецис Клин Мед. 2020 24 августа; 3 (3): 214-227. doi: 10.1093/pcmedi/pbaa028. электронная коллекция 2020 сен. Прецис Клин Мед. 2020. PMID: 35694416 Бесплатная статья ЧВК. Обзор.

• Качество изображения и возможность обнаружения легочных узлов при низкодозовой компьютерной томографии (низкие kVp и mAs): фантомное исследование.

  Иранмакани С., Джаханшахи А.Р., Мехнати П., Мортезазаде Т., Хезерлоо Д. Иранмакани С. и др. J Med Signals Sens. 2021, 28 декабря; 12 (1): 64–68. doi: 10.4103/jmss. JMSS_65_20. электронная коллекция 2022 январь-март. J Med Signals Sens. 2021. PMID: 35265467 Бесплатная статья ЧВК.

• Различия в дозах облучения при компьютерной томографии головного мозга у детей в отделениях неотложной помощи: обсервационное исследование.

  Tan XM, Shah MTBM, Chong SL, Ong YG, Ang PH, Zakaria NDB, Lee KP, Pek JH. Тан XM и др. BMC Emerg Med. 2021 сен 22; 21 (1): 106. doi: 10.1186/s12873-021-00502-7. BMC Emerg Med. 2021. PMID: 34551720 Бесплатная статья ЧВК.

Просмотреть все статьи «Цитируется по»

термины MeSH

Формула для технических параметров в ТТ (мА, S, KVp, шаг). Калькулятор технических параметров. • How Radiology Works

Обзор измерений дозы облучения при КТ и калькулятор для изменения нескольких технических параметров (кВп, мА, шаг, с) и наблюдения за влиянием на мА, необходимое для поддержания относительно постоянной дозы. Мы также предоставляем пару вариантов использования, которые мотивируют изменение технических параметров протокола во время сканирования. Это только основные сведения, которые не охватывают расширенные функции автоматического управления экспозицией, когда сканеры регулируют силу тока во время сканирования для повышения эффективности дозы.

СОДЕРЖАНИЕ СОДЕРЖАНИЕ

1. КТ -зависимость дозы на технических параметрах
2. CT MA Калькулятор в действии
   • Влияние на KVP:
   • Время ротации:
   • Эффект на шлам:
   • Время ротации:
   • . Измерение дозы
   • Измерение воздействия в воздухе
   • Поглощенная доза
   • CTDI (Индекс вычисленной томографии)
   • DLP (продукт длины дозы)
   • Модифицирующие технические параметры
   • Доза взаимосвязь с техническими параметрами
   11. Зависимость дозы от технических параметров

   Как технолог вы являетесь основным пользователем современных компьютерных томографов, и чаще всего вы делаете на этих сканерах настройку технических параметров (например, кВп, мА, время вращения). Современные компьютерные томографы включают в себя автоматические методы оценки дозы облучения (или, по крайней мере, суррогата дозы облучения, CTDI). Для любого протокола, который вы используете, сканер может сообщать предполагаемое значение CTDI, которое система предоставит для этих технических параметров.

   Здесь мы хотели бы сосредоточиться на интуитивном понимании, чтобы вы знали, какой параметр оказывает наибольшее влияние на дозу облучения (при одинаковом относительном изменении различных параметров). Мы также хотим, чтобы вы знали, какие параметры напрямую связаны с дозой (т. е. увеличение этого параметра увеличивает дозу), а какие обратно пропорционально дозе (т. е. увеличение этого параметра снижает дозу).

   Это понимание будет очень полезно, когда вы будете изменять технические параметры, так как вы будете меньше гадать и проверять на лету через консоль. Наконец, мы также опишем онлайн-калькулятор, который даст вам приблизительную оценку того, как вы изменили бы ток трубки, мА, чтобы поддерживать постоянную дозу для ручного метода (т.е. без использования программного обеспечения для автоматического управления экспозицией).

   Прежде чем мы перейдем к этому, мы дадим краткий урок о том, как измеряется доза облучения и какие параметры регистрируются в системе КТ. Более полную информацию о единицах дозы облучения и их взаимосвязи см. в нашей публикации «Доза излучения».

   CT mA Calculator в действии

   Мы начнем с рассмотрения некоторых примеров использования этого калькулятора RAD, чтобы укрепить нашу уверенность, чтобы мы могли усвоить эти отношения, и у нас будет больше уверенности в отношениях между техническими параметрами сканера. . После этих примеров мы даем дополнительную информацию об измерениях дозы в рентгеновском излучении и КТ, а также показываем уравнение, используемое в этом калькуляторе, и описываем его.

   Влияние на кВп:

   Просто чтобы числа были красивыми, скажем, первоначально у нас есть ток трубки 100 мА, а затем изначально у нас есть потенциал трубки 140 кВп, время вращения 1 сек и шаг 1

   В калькуляторе, если мы начнем со 140 кВп в наших параметрах, а ток нашей новой лампы составит 100 мА, потому что мы еще не изменили ни один из параметров. Представьте, что мы проводим сканирование, в котором мы хотим перейти к очень низкому kVp, потому что мы действительно хотим выявить контраст йода. Итак, мы переходим со 140 кВп на 70 кВп. Изначально нам нужно было 100 мА. Итак, как вы думаете, что нам понадобится для мА, если мы перейдем от 140 кВп к 70 кВп?

   Нам потребуется около 400 мА, потому что наш новый мА должен компенсировать тот факт, что кВп является самым большим драйвером, и он примерно равен квадрату кВп. Следовательно, если мы подумаем о 140 на 70, это будет коэффициент 2, а если мы возведем это в квадрат, это будет коэффициент 4. Итак, теперь нам нужно в 4 раза больше мА в нашей системе, чтобы компенсировать исходный более высокий поток при более высоком кВп. .

   Влияние на время вращения:

   Если мы начнем со времени вращения в 1 секунду, а затем перейдем к времени вращения в 1/2 секунды, как вы думаете, сколько мА нам потребуется? Нам нужно будет отдавать энергию быстрее, поскольку мы вращаемся быстрее, если мы хотим, чтобы была доставлена ​​примерно такая же доза. Если у нас есть вдвое меньше времени для его получения, нам потребуется в два раза больше мА за это время. Таким образом, если мы начнем со 100 мА и просто изменим время вращения, чтобы гентри вращался в два раза быстрее, нам потребуется вдвое больше мА или 200 мА.

   Влияние на шаг спирали:

   Наконец, мы можем подумать о шаге. В сценарии, в котором мы хотим уменьшить шаг спирали с исходного шага 1,0 до шага 0,5, как это повлияет на ток в мА, необходимый для поддержания постоянной дозы. Если мы начали со 100 мА, то после уменьшения шага нам понадобится только 50 мА. Это потому, что теперь мы, по сути, двойное сканирование с точки зрения высоты тона, потому что мы переходим от тона 1 к питчу ½. Поскольку мы получаем вдвое больше просмотров данных, каждый просмотр должен получать только половину исходного мА, чтобы поддерживать постоянную дозу.

   Общие сведения об измерении дозы при КТ

   Измерение облучения в воздухе

   Если мы хотим провести измерение радиационного облучения или дозы, осажденной в воздухе, мы должны использовать ионную камеру, заполненную воздухом. На камеру подается напряжение, вы можете думать о нем как о положительной и отрицательной пластинах. Когда рентгеновские лучи падают на воздух внутри камеры, рентгеновские лучи ионизируют молекулы воздуха и образуются электроны (наряду с положительно заряженными частицами (ионами) из молекул, потерявших электроны). Электроны, протекающие через воздух из-за электрического поля, будут измеряться как ток в цепи.

   Как только мы сможем измерить этот ток электронов, если ионная камера и электронная схема откалиброваны, программное обеспечение с ионной камерой рассчитает экспозицию, которая измеряется в рентгенах (Р).

   Поглощенная доза

   Тогда то, что нас больше всего волнует для пациентов, — это измерение в единицах, которые больше похожи на дозу облучения, полученную пациентом, то есть что-то, что больше похоже на воду, чем на воздух.

   Единицей дозы облучения является (Энергия/масса), а единицей СИ, используемой для дозы облучения, является грей (1 Дж/1 кг). При дозе облучения в 1 Грей на каждый килограмм массы выделяется 1 Джоуль энергии.

   Для измерения дозы, а не облучения, вы можете использовать ту же установку, что и ионная камера, но обычно мы помещаем ионную камеру внутрь более похожего на воду материала, чтобы она была больше похожа на ситуацию с пациент.

   CTDI (Индекс дозы компьютерной томографии)

   В компьютерной томографии то, что мы обычно сообщаем в системе, называется индексом дозы КТ. Метрика CTDI соответствует дозе в пластиковых фантомах. CTDI — это не совсем доза пациента для данного исследования, поскольку пациенты не совсем такие же, как фатомы.

   Однако CTDI удобен для сравнения протоколов, методов сканирования или даже различных сканеров. Мы используем пластиковый фантом для измерения CTDI и вставляем ионную камеру в разные точки этого фантома. Стандартный протокол использует 4 местоположения на периферии и одно место в центре фантома. Мы измеряем дозу в центральной области, а затем делаем взвешенную комбинацию 1/3 дозы в центре и 2/3 дозы на периферии, чтобы получить CTDI.

   Также используются два фантома: диаметр 16 см (ближе к головам или маленьким телам) и диаметр 32 см (ближе к стандартным и большим телам). Для расчета CTDI мы измеряем откалиброванную дозу в миллиГрэй (мГр) в каждом месте (т. е. 1/1000 Грея). Значения в мГр используются потому, что дозы, полученные при КТ, обычно составляют несколько мГр, и мы бы написали гораздо больше нулей, если бы сообщали все в Гр. Мы измеряем, сколько миллиГрэй на периферии, так и в этих внешних регионах.

   Хотя мы уже упоминали, мы просто хотим подчеркнуть, что CTDI не эквивалентен дозе пациента. Мы сканируем пациентов всех размеров (например, значения ослабления рентгеновского излучения). Измерения фантомов CTDI соответствуют дозе, полученной в пластиковом фантоме, а не дозе, полученной у отдельного пациента. Основная причина того, что CTDI не соответствует измеренной дозе, заключается в том, что при одних и тех же параметрах рентгеновского излучения полученная доза сильно зависит от размера пациента.

   Есть предложения по будущим методам, таким как индекс дозы, специфичный для размера (SSDI), который будет ближе к дозе пациента, поскольку они будут нормализованы в зависимости от размера пациента. Однако SSDI еще не реализован клинически на коммерческих сканерах.

   Пример зависимости от размера: если мы используем одинаковую рентгеновскую экспозицию (т. е. одни и те же технические параметры, такие как кВп, мА, с и шаг) и выполняем одно и то же сканирование, за исключением сравнения двух разных фантомов. Например, мы начинаем с большего фантома, а затем переключаемся на меньший фантом. Мы бы измерили дозу облучения примерно в два раза выше в меньшем фантоме. Это связано с тем, что рентгеновские лучи более ослаблены в более крупном фантоме и, таким образом, не дают такой большой дозы, поскольку они распространяются глубже в фантоме.

   Очевидно, что при клиническом сканировании технические параметры изменяются с учетом габитуса тела, поскольку качество изображения КТ-сканирования будет намного хуже, чем у более крупного фантома при той же дозе. Это всего лишь один пример, демонстрирующий, что существует зависимость поглощенной дозы излучения от размера объекта в сканере.

   Однако, несмотря на то, что CTDI не совсем соответствует дозе облучения пациента, это полезный показатель для отслеживания дозы облучения и сравнения различных технических параметров. Теперь, когда у нас есть суррогат дозы, нам нужно принять во внимание, какая часть пациента сканируется в направлении SI (т. е. сверху вниз).

   DLP (произведение дозы и длины)

   Нам нужен прямой метод для учета длины сканирования, поскольку сканирование, которое охватывает только одиночные 5 мм, необходимо отличать от сканирования, которое охватывает грудную клетку, брюшную полость и таз и составляет 500 мм. CTDI просто учитывает дозу в заданной аксиальной плоскости, и это распространяется на объемное сканирование с использованием произведения дозы на длину (DLP).

   Как следует из названия, произведение дозы на длину представляет собой просто произведение дозы облучения (мГр) на просканированное расстояние (см). Таким образом, единицами DLP будут мГр x см.

   Используя это простое соотношение, вы можете увидеть, что если бы ваше сканирование покрывало в два раза большую длину, то DLP был бы в два раза выше, если предположить, что другие технические параметры не изменились.

   DLP также автоматически сообщается в системах КТ и полезен для отслеживания доз и правильного учета продолжительности сканирования.

   На самом деле это была только справочная информация о методах измерения дозы в КТ, поскольку основная цель этого поста — обсудить взаимосвязь между техническими параметрами системы и дозой облучения.

   Изменение технических параметров

   Это всего лишь основа для способа измерения дозы облучения в системе КТ.

   Далее мы обсудим несколько причин изменения технических параметров системы КТ, т. е. почему бы нам не сканировать всех пациентов с одинаковыми техническими параметрами. Нашей основной мотивацией для изменения технических параметров является адаптация сбора данных к конкретному сценарию визуализации, который включает в себя клиническую задачу и характеристики пациента.

   Например, если пациент является молодым педиатром без седации, одной из самых больших проблем может быть возможность артефактов движения, ухудшающих качество изображения. В этом случае выгодно быстрое сканирование, поэтому вы потенциально будете использовать более быстрое время вращения и больший шаг спирали.

   Кроме того, одним из наиболее важных параметров для многих клинических сценариев является контрастное усиление мягких тканей. В этом случае желательно использовать более низкое значение kVp, чтобы улучшить визуализацию, например, йодсодержащего контраста. Шум на КТ-изображениях также увеличится, но контраст изображения для йода будет увеличиваться быстрее, чем шум. Таким образом, для задач визуализации, в которых преобладает йодный контраст, есть мотивация уменьшить kVp, пока вы все еще можете достичь достаточного потока (т. е. чтобы достаточное количество рентгеновских лучей проходило через тело для измерения на детекторе). Это еще один пример параметра, который часто меняется от пациента к пациенту, и у производителей КТ даже есть методы, помогающие пользователю выбрать оптимальное значение kVp для каждого пациента.

   Это лишь некоторые причины, по которым вам может потребоваться изменить технические параметры во время сканирования, а не использовать один и тот же протокол для всех пациентов. В современных системах большую часть времени вы будете использовать автоматизированную систему управления экспозицией, так что вы не будете напрямую устанавливать уровень мА. Но если у вас есть модификация ручного метода (т. е. протокол без автоматического управления экспозицией), вы будете устанавливать мА (или, что то же самое, мА, если ваш поставщик не позволяет вам изменять мА напрямую).

   Взаимосвязь дозы с техническими параметрами

   Независимо от того, используете ли вы ручную методику или автоматизированное назначение мА, важно иметь интуитивное представление о том, как различные технические параметры, которые изменяются, повлияют на введенную дозу. Основные технические параметры, которые мы обсудим: ток трубки (мА), время вращения (с), потенциал трубки (кВп) и шаг спирали.

   Калькулятор рад, который у нас есть, предназначен для ответа на вопрос: если я изменю некоторые технические параметры системы и хочу сохранить дозу примерно такой же, как я должен изменить мА. Сначала мы приводим таблицу с основными техническими параметрами, которые вы можете изменить в системе, и их влиянием на дозу облучения.

   Влияние на дозу облучения
   мА – прямопропорциональное
   кВп закон ок. 2 – 9000 мощность квадрат
   s – прямо пропорциональный
   1/шаг – обратно пропорциональный

   Заметим, что зависимость от kVp не является точно квадратичной (т. е. степенной закон, где мощность находится между 2-3), но здесь будет проще использовать квадрат как приближение. Самое важное, что нужно помнить, это то, что изменения kVp оказывают самое сильное влияние на дозу облучения.

   Мы также отмечаем, что существуют и другие факторы, такие как коллимация и поле зрения сканирования (т. е. выбор коллиматора для предварительной подготовки пациента). Существуют и другие факторы, влияющие на дозу облучения, но мы просто хотим действительно иметь представление об этих доминирующих факторах и о том, как они соотносятся с дозой облучения.

   Изменение мА для поддержания постоянной дозы

   Представьте, что мы выполняем сканирование мА вручную, и исходные параметры сканирования включают мА, кВп, время вращения и шаг. Тогда представьте, что мы хотим сделать, мы хотим назначить новое сканирование примерно с той же дозой облучения. Мы можем написать уравнение для решения для мА _new при условии, что мы знаем другие _new параметры.