1. Budowa aparatu RTG

W najprostszym wykonaniu aparat radiologiczny składa się z generatora wysokiego napięcia, lampy rentgenowskiej, kolimatora, kratki (przesłony przeciw rozproszeniowej), kasety (ekran i klisza) (rys. 1).

Rys. 1. Podstawowe elementy aparatu rentgenowskiego.

Schemat blokowy

Podstawowe obwody elektryczne aparatu to obwód żarzenia, obwód lampy oraz układ kontroli czasu (rys. 2). W skład aparatu mogą wchodzić dodatkowe elementy, np. układ automatycznej oceny dawki, itp.

Rys. 2. Elektryczny schemat blokowy aparatu RTG

Generator rentgenowski zawiera układ wyłączania zasilania, autotransformator o zmiennej amplitudzie napięcia wyjściowego, układ pomiaru ekspozycji, transformatora podbijającego napięcie, prostownika i układu żarzenia (rys. 2). Medyczne ekspozycje wymagają napięcia rzędu 80 kV (wartość szczytowa), prądu 300 mA o czasie trwania 0.1 s. Konieczna moc zasilania jest zatem większa od 100 kW.

Ogranicznik promieniowania (kolimator)

Jest to urządzenie umieszczone bezpośrednio przed okienkiem kołpaka lub głowicy w celu nadania odpowiedniego dla danego zastosowania kształtu wiązki promieniowania.

Ogranicznik stały

Stosowany jest głównie w aparatach terapeutycznych w postaci ołowianej blachy z wyciętym dowolnego kształtu otworem, indywidualnie odlewanych z ołowiu osłon lub tubusów różnej średnicy i długości pozwalających ograniczyć pole, precyzyjnie ustawić kierunek padającej wiązki oraz utrzymać najmniejszą dopuszczalną odległość pacjent-ognisko lampy.

Ogranicznik nastawny

Jest to ogranicznik umożliwiający regulacje kształtu wiązki promieniowania.

Ogranicznik głębinowy

Jest to ?ogranicznik nastawny, w którym regulacja kształtu wiązki promieniowania odbywa się za pomocą układu co najmniej dwóch sprzężonych ograniczników nastawnych znajdujących się w różnych odległościach od ogniska?. Ogranicznik głębinowy jest powszechnie stosowany w aparaturze diagnostycznej i terapeutycznej. Zbudowany jest z systemu regulowanych listew ołowianych, ograniczających pole wiązki promieniowania. Do wykonywania zdjęć (radiografii) stosowany jest ogranicznik wytwarzający wiązkę o przekroju prostokątnym. Najczęściej sprzężony jest ze stołem, i automatycznie ustawia prostokątne pole naświetlania o rozmiarach odpowiadających rozmiarom kasety. Posiada wbudowany symulator, oświetlający przez zwierciadło takie pole jakie będzie oświetlone przez promieniowanie w czasie ekspozycji, oraz ?linię świetlną? symulującą promień środkowy. Ogranicznik ograniczający pole wiązki w kształcie koła tzw. irysowy znalazł zastosowanie w urządzeniach współpracujących ze wzmacniaczami obrazowymi.

Filtr rentgenowski

Pod tą nazwą rozumie się urządzenie do zmiany widma promieniowania rentgenowskiego przez zastosowanie ośrodka pochłaniającego. Wiązka promieniowania opuszczającego lampę zawiera promienie o różnych długościach fal (tzw. widmo) Promienie miękkie o dużej długości fal mają zbyt małą energię i zostają pochłonięte przez powierzchniowe warstwy powodując dodatkowe narażenie pacjenta. Jako szkodliwe nieprzydatne w diagnostyce oraz terapii, usuwa się je za pomocą filtracji.

Filtr własny

Jest to obudowa samej lampy, otaczający ją olej transformatorowy oraz okienko kołpaka. Wartość liczbowa filtru własnego jest podawana w parametrach technicznych przez producenta jako tzw. równoważnik Al (grubości aluminium).W przypadku braku takich danych należy przyjąć wartość współczynnika Al dla lamp do mammografii 0.5 mm, pozostałych 1 mm.

Filtr dodatkowy

Jest to filtr mocowany na zewnątrz kołpaka. W zależności od przeznaczenia nosi nazwę absorpcyjny, charakterystyczny lub kompensacyjny.

Filtr absorpcyjny

Jest to metalowa płytka (absorber) włożona w poprzek wiązki w celu pochłonięcia promieniowania miękkiego. Materiał użyty na filtry zależy od przeznaczenia i napięcia pracy aparatu. W aparatach diagnostycznych (dla napięć 10-130 kV) stosuje się aluminium, lub w niektórych zastosowaniach miedź. W aparatach terapeutycznych (150-400 kV) wykorzystuje się miedź, cynę, aluminium, najczęściej w postaci tzw. filtrów kombinowanych zestawianych z kombinacji tych materiałów, w zależności od rodzaju i usytuowania zmiany chorobowej. Filtry zestawia się według zasady, czym większa liczba atomowa materiału filtru tym bliżej źródła promieniowania.

Filtr charakterystyczny (selektywny)

Filtr ten służy do wyeksponowania promieniowania charakterystycznego o długościach fal z zakresu nieciągłości współczynnika pochłaniania, silnie tłumiącego pozostałe długości. Materiał na filtr selektywny dobiera się tak, żeby nieciągłość współczynnika pochłaniania była w pobliżu maksymalnej części widma ciągłego anody, (np. anoda wolframowa-filtr palladowy) lub pików promieniowania charakterystycznego anody, (anoda molibdenowa-filtr molibdenowy). Ten rodzaj filtru stosuje się wówczas gdy współczynnik pochłaniania tkanki zdrowej różni się nieznacznie od współczynnika pochłaniania tkanki chorobowo zmienionej np. w mammografii.

Filtr kompensacyjny

Jest to tzw. wyrównujący, stanowi absorber włożony w poprzek wiązki w celu wytworzenia nierównomiernej wiązki promieniowania. Filtr kompensacyjny wyrównuje nadmierne pochłanianie jakiegoś fragmentu prześwietlanego organu, wynikające np. nierównomiernej grubości, w stosunku do otoczenia. Wykonywany jest jako statyczny w postaci odpowiednio ukształtowanej blachy, lub dynamiczny tzw. modulator przesłaniający tylko fragment wiązki na określony czas. Zmiany filtrów w zależności od konstrukcji aparatu wykonuje się ręcznie, przez wsuwanie i wysuwanie odpowiedniej płytki lub automatycznie, uruchamiając zmieniacz filtrów. Dla zestawów diagnostycznych całkowita filtracja, będąca sumą działania filtracji własnej i dodatkowej jest określona przez przepisy prawne i dla poszczególnych napięć wynosi:

do 80 kV ?2 mm Al,

od 81 kV do 100 kV ?3 mm Al,

do 101 kV do 125 kV ?4 mm Al,

powyżej 125 kV ?5 mm Al.

Stosowanie filtracji jest skutecznym i najtańszym środkiem ochrony pacjenta przed promieniowaniem.

Przesłona przeciw rozproszeniowa -kratka Bucky

Promieniowanie rentgenowskie przenikając przez obiekt badany zostaje w nim nierównomiernie pochłonięte tworząc obraz oraz rozproszone przyczyniając się do Poszczególne punkty obrazu powstające z promieni wiązki pierwotnej, są "doświetlane" przypadkowymi promieniami promieniowania rozproszonego tym więcej czym grubsza jest warstwa przez którą przenika promieniowanie pierwotne. Aby zmniejszyć wpływ promieniowania rozproszonego na pogorszenie jakości obrazu, stosuje się urządzenia zmniejszające grubość warstwy przez uciśnięcie obszaru badanego oraz przesłony przeciw rozproszeniowe. W odróżnieniu od wcześniej omówionych ograniczników promieniowania, które były umieszczane w wiązce pierwotnej przed pacjentem, przesłonę przeciw rozproszeniową umieszcza się za pacjentem, tuż przed kasetą z filmem lub wzmacniaczem obrazu.

Pierwsze przesłony zbudowane były w postaci kraty z ołowianych listewek, stąd nazwa "kratka Bucky" od nazwiska wynalazcy. Obecnie stosowane przesłony przeciw rozproszeniowe to tzw. przesłony liniowe (Pottera). Przesłona liniowa zbudowana jest w postaci sztywnej płyty wykonanej z cienkich sprasowanych pasków materiału dobrze pochłaniającego promieniowanie (ołowianych) przegrodzonych materiałem (wypełniaczem) słabo pochłaniającym promieniowanie (aluminium, lub włókno węglowe) pokrytej folią aluminiową lub powłoką z włókna węglowego.

Rys. 15.Przekrój kratek przeciw rozproszeniowych, kratka równoległa a) kratka ogniskowana b).

Przesłona może być w trakcie ekspozycji nieruchoma, wówczas linie są widoczne na obrazie i nazywa się "kratką nieruchomą" lub "kratką Lysholma" albo poruszana w poprzek linii w celu ich zamazania (minimum 20 linii w czasie ekspozycji). Wówczas nosi nazwę "kratka ruchoma" lub "kratka Bucky". Tradycyjnie na wszystkie przesłony przeciw rozproszeniowe mówi się "kratka". Produkowane są dwa rodzaje kratek równoległe i zogniskowane(rys. 15).

Kratka zogniskowana

Jest kratka o listwach ułożonych zbieżnie, stosowanych do zdjęć w których odległość ognisko lampy-kratka jest w granicach 80-120 cm. Ognisko kratki podawane jest przez producenta. W kratkach zogniskowanych ognisko lampy powinno pokrywać się z ogniskiem kratki. Zgodnie ze standardem IEC zakres rozbieżności ognisk nie może powodować straty promieniowania pierwotnego na obrzeżach kratki większej niż 40.

Kratka równoległa

Kratka o listwach ułożonych równolegle do zdjęć wykonywanych "wiązką równoległą" w odległości ognisko lampy-kratka 180-200 cm.

Poniżej w punktach podano parametry służące do charakteryzacji kratek:

współczynnik wypełnienia kratki (ratio R) określony jako stosunek wysokości listew ołowiowych do odległości między mini. R= h/ d

liczba linii/cm bardzo istotne dla kratek nieruchomych czym więcej linii tym mniej są widoczne w otrzymywanym obrazie,

gęstość powierzchniowa ołowiu w kratce g/cm² jest miarą zdolności do polepszania kontrastowości,

efektywność kratki K, (K= kontrast obrazu z kratką / kontrast bez kratki) określa ile razy nastąpi poprawa kontrastu. Dla typowej kratki kontrast poprawia się 3-4 razy,

absorpcja (współczynnik Bucky "B") podaje o ile trzeba zwiększyć promieniowanie aby skompensować straty wynikające z pochłonięcia promieniowania przez kratkę. (B=1/transmisja całkowitego promieniowania)

jakość kratki stosunek K/B podawany w procentach, kratka powinna poprawiać SNR (polepszać obraz) i minimalnie pochłaniać promieniowanie.

Budowa aparatu rtg.

K- kolpak

G - glowica

WN - uklady wysokiego napiecia

NN - uklady niskiego napiecia

G* - generator

T - timer

M -mechanika

P - ukl.pomiarowe (automatyka)

Kolpak(ochronny)-w celu eliminacji czesci szkodliwego promieniowania zamyka się w nim banke lampy rtg.Zbudowany jest z miedzi pokrytej od wew. Odpowiednia warstwa olowiu. W kolpaku, w miejscu, w którym przechodzi uzyteczna wiazka promieni x, wyciete jest okienko zasklepione materialem latwo przepuszczajacym promieniowanie(aluminium lub tworzywo sztuczne). Wnetrze kolpaka wypelnione jest olejem transformatorowym w celu uzyskania duzej izolacji elektrycznej oraz przejecia ciepla z rozgrzanej anody. Objetosc rozgrzanego oleju znacznie się zwieksza, co mogloby doprowadzic do jego wycieku. Dzieki zastosowaniu gumowej membrany objetosc kolpaka dostosowuje się do objetosci rozgrzanego oleju. W kolpaku znajduje się tez licznik ekspozycji ???

Glowica- tu znajduje się lampa rtg :>

Uklad wysokiego napiecia-zamienia napiecie z 220V na kV. W jego sklad wchodzi transformator wys.napiecia (który zamienia sygnal zmienny), a za nim znajduje się uklad prostownikow (do kV; jeśli napiecie jest wyzsze to stodujemy ukl.zwielokratniajace napiecie-zbudowane z diody i kondensatora, które maja za zadanie sumowanie napiec na poszcz.kondensatorach np. na wejsciu suma napiec 3*25 a na wyjsciu 75CV)Rodzaje takich ukladow:podwajacze,potrajacze,powielacze. Wnowych aparatach rtg ukl. Zwielokratniajace sa w transformatorach-sa to tzw przetwornice(plusy: lzejsze urzadzniea,duza sprawnosc)

Ukl.niskiego napiecia-umozliwiaja regulacje napiecia na lampie rtg(za pomoca autotransformatora). UNN maja za zadanie zmniejszyc napiecie do prdzedzialu od kilku do kilkunastu volt w celu aby ukl.sterujace,automatyka itd. Dzialaly bezpiecznie. Glowne parametry zasilacza: moc(zawsze podane Pmax), rodzaj i wielkosc napiecia na wejsciu (i czy z akumulatora czy z gniazdka), rodzaj i wielkosc napiecia na wyjsciu, opornosc wew.

W UNN mamy zasilacze i stabilizatory. W zasilaczach parametr na wyjsciu się zmienia a w stabilizatorach utrzymuje się caly czas jednakowo niezaleznie od zmian parametru wejsciowego.

Timer-jest to zegar elektroniczny. Jego czescia jest kondensator, który pod wplywem napiecia zmiennego laduje się , rozladowuje i laduje ponownie z przeciwnym znakiem, w ten sposb ze caly czas plynie przez nuiego prad.

Mechanika-stojaki, statywy, blaty, stoly

Automatyka- a)mechaniczna:

-w pierwszych aparatach przelaczniki masy(dla bezpieczenstwa)

- w kolumnach w celu ochrony przed zerwaniem mechanizmow podnoszacych,

-blokady przed zerwaniem się linek zabezpieczajacych stol

b) elektroniczna

-bezpieczniki

-zabezp.zw. z promieniowaniem - pomiar dawki mocy za pomoca komory jonizacyjnej

-pomiar dawki mocy ekspozycji i regulacja tej dawki do zadanej wartosci-odbywa się to za pomoca zmiany wartosci napiecia anodowego oraz pozostalej cz.promieniowania anodowego

c)wspomagajaca- ustawienie wiazki tak aby przeszla w okreslonym miejscu

-odl.lampa-pacjent

-pozycja pacjenta (wiazka skumulowana w odpowiednim miejscu kasety)

Budowa lampy rtg.

Odrozniamy 2 zasadnicze typy lampy: ze stala i wirujaca anoda. W bance szklanej, w ktorej panuje cisnienie ponizej 10(do -6) mmHg wtopione sa 2 elektrody:katoda wraz z wolframowym wloknem zarzenia i nieruchoma (stacjonarna) anoda wykonana z bloku miedziowego.Na pow. Anody wtopiona jest plytka wolframowa. W tym wlasnie miejscu, zwanym ogniskiem rzeczywistym lampy, zahamowane zostaja rozpedzone elektrony i powstaje promieniowanie rtg. Wiazka prom x opuszcza lampe przez tzw okienko lampy, gdzie szklana obudowa jest celowo ciensza. Katoda jest elektroda o potencjale -. Zrodlem elektronow swobodnych jest spirala zbudowana z trudno topliwego drutu (wlokno zarzenia). W nastepstwie przeplywajacego przez nuia pradu, spirala tozgrewa się do temp 1800-200stopni co powoduje wystapienie zjawiska termoemisji elektronow. Anoda jest elektroda o pot.+ elektrony z katody przyspieszane sa w polu elektrynczym miedzy obiema elektrodami zostaja zahamowane na jej powierzchni. Ich en.kinet. przeksztalca sie w promieniowanie rtg. (1%) oraz cieplo (98-99%). Ze względu na ta duza ilosc ciela, anoda musi być zbudowana z materialu o wysokiej liczbie atomowej , wysokiej temp.topnienia, musi być dobrym przewodnikiem pradu el. I ciepla,musi mieć duza pojemnosc cieplna i zdolnosc do jego wypromieniowania. W lampach z wirujaca anoda wiazka elektronow, dzieki ruchowi obrotowemu anody, pada na zamieniajaca się w funkcji czasu powierzchnie ogniska, co ulatwia odprowadzenie nadmiaru ciepla z tej okolicy. Wirujaca anoda sklada się z dysku wolframowo-molibdenowo-grafitowego umieszczonego na lozyskowanej osi wspolnie z wirnikiem asynchronicznego silnika. Na zew. Lamoy umieszczone sa cewki statora wprowadzajace anode w ruch obrotowy w czasie tzw.przygotowania do ekspozycji. Aby anoda po zakonczeniu ekspozycji nie zuzywala lozysk, wyzwalany jesy mechanizm hamowania jej ruchu obrotowego. Lampy sa wolno lub szybkoobrotowe. Wraz ze zwiekszeniem l.obrotow zwieksza się moc lampy, maleje natomiast jej zywotnosc.

Ognisko rzeczywiste-miejsce, gdzie pada wiazka bezposrednia i emitowane jest promieniowanie rtg (ksztalt prostokata)

Ognisko optyczne- rzut ogniska rzecz. Na plaszczyzne okiernka lampy (ksztalt kwadratu)

Ognisko termiczne- to czesc anody, na która pada skupiona wiazka elektronow (w wirujacej anodzie jest to pierscien)

Moc admisyjna lampy.

P= kUIT

Moc okresla maxymalny prog, jakiego nie może przekroczyc moc danej lampy

k-wspolczynnik konstrukcyjny (zalezy od rodzaju prostowanych polowek)

u-napiecia rzedu 15-150kV

I-prad w mA (od kilku do kilkudziesieciu)

t-czas ekspozycji (0,1ms-1,2s)

lacznie moc admisyjna nawet do kilkudziesieciu KW

Podzial aparatow rtg.

a) **

-terapeutyczne

-diagnostyczne

-zabiegowe

b) aparaty do celow diagnostyki medycznej dzieli się na :

-stacjonarne-zainstalowane w okreslonym miejscu w sposób trwaly

-ruchome(mobilne)-zestawy, których konstrukcja przewiduje mozliwosc przemieszczania i dowolnego odlaczania i przylaczania do sieci.

c)uwzgledniajac moc aparatow wyroznia się:

-aparaty malej mocy (prad lampy do 50mA)

-aparaty sredniej mocy(prady lampy do 300mA)

-aparaty duzej mocy (prad lamy 1000mA)

2.Budowa mammografu

Mammograf rentgenowski

Mammograf jest dedykowanym aparatem rentgenowskim do badania piersi. W wyniku badania otrzymuje się mammogram. który jest obrazem otrzymanym w wyniku prześwietlenia piersi promieniami X ze źródła quasi-punktowego. Rozbieżny charakter wiązki promieniowania X powoduje, że struktury występujące w piersi w są w obrazie powiększone. Aparat jest wyposażony w mechanizm pozwalający na kompresję (ściskanie) badanej piersi (rys. 1).

Rys. 1. Budowa mammografu.

Lampa rentgenowska i detektor obrazu są zamocowane po przeciwnych stronach badanej piersi (rys. 1). Zarówno detektor jak i lampa przymocowane są do wspólnej, ruchomej, ramy, która może się przemieszczać w pionie oraz obracać. Większość systemów wykonana jest w taki sposób, że detektor obrazu umieszczony jest poniżej źródła promieniowania. System mammograficzny jest tak skonstruowany, że pionowy promień rentgenowski przechodzi stycznie do klatki piersiowej i prostopadle do brzegu detektora obrazu (rys. 2).

Rys. 2. Właściwe uformowanie wiązki promieniowania X.

Promieniowanie opuszczające lampę przechodzi przez metalowy filtr kształtujący widmo wiązki, układ kształtujący wiązkę oraz płaszczyzny ściskające pierś. Po przejściu przez pierś promienie trafiają na siatkę (kratkę) przeciw rozproszeniową a następnie do detektora obrazu. Część promieni przechodzi przez detektor i nie oddziałuje z nim i jest wykorzystana przez układ automatycznego ustawiania ekspozycji.

Rys. 3. Niewłaściwe uformowanie wiązki promieniowania X w wyniku czego nie cała pierś podlega badaniu, tworzy się "martwy" obszar.

Istotne jest aby w czasie badania wiązka przechodziła przez wszystkie struktury piersi (rys. 3).

3./Budowa wzmacniacza obrazu

-Zasada działania→ czynniki wpływające na „wzmocnienie”

WZMACNIACZ

Wewnątrz wzmacniacza obrazów panuje próżnia co pozwala na odpowiednie przyspieszanie elektronów

Wzmacniacze obrazy są używane w większości systemów fluoroskopowych. Zastąpiły one ekrany fluoroskopowe. Podstawową wadą była konieczność adaptacji wzroku i trudności z fotografowaniem obrazów przy jednoczesnym ich oglądaniu. Problem ten został rozwiązany w wyniku skonstruowania tzw. wzmacniaczy obrazu. Promieniowanie opuszczające pacjenta trafia na ekran wejściowy zbudowany m.in. z warstwy luminoforu. W wyniku oddziaływania z luminoforem uwalniane są (scyntylacja) fotony światła, które z kolei bombardują fotokatodę. W rezultacie tego bombardowania emitowane są elektrony przyspieszane w polu elektrycznym wytworzonym przez zestaw elektrod ogniskujących. Elektrony bombardując tzw. ekran (luminofor) wyjściowy wywołują emisję światła. Wzmacniacz obrazu jest zatem pewnego rodzaju fotopowielaczem. Wyjście fotopowielacza jest optycznie sprzężone z kamerą telewizyjną. Obrazy mogą więc być zapisywane na taśmie video.

Okno wejściowe W nowoczesnych zamiast szkła cienka płytka aluminiowa lub tytanowa (0.25 mm do 05 mm). Pozwala to na uzyskanie odpowiedniej próżni we wzmacniaczu przy jednocześnie małym tłumieniu i rozpraszaniu promieni X.

Warstwa fosforu wejściowego (luminoforu) z jodku cezu (CsI) domieszkowanego sodem (Na) osadzonego na podłożu aluminiowym. Warstwa CsI:Na ma strukturę monokryształów w kształcie igieł o średnicy 0.005 mm i długości 0.5 mm. Zarówno cez jak jod są dobrymi absorbentami promieni. Jodek cezu domieszkowany sodem (CsI:Na) w odpowiedzi na absorbowane promieniowanie X świeci światłem niebieskim. Światło to, podobnie jak ma to miejsce w światłowodach, transmitowane jest w krysztale do fotokatody.

Fotokatoda Fotony optyczne emitowane przez luminofor wejściowy emitują światło pochłaniane przez warstwę fotokatody (efekt fotoelektryczny) w wyniku czego emitowane są elektrony.

Układ przyspieszania i ogniskowania elektronów

Luminofor wyjściowy Luminofor wyjściowy zbudowany jest z ZnCdS:Ag nałożony na okno wyjściowe. Grubość warstwy luminoforu wynosi około 0.005 mm a średnica od 25 do 35 mm. (aluminium anoda)

Okno wyjściowe Jest wiele okien, szklane o grubości około 15 mm z warstwami anty-relfeksyjnymi, też są ze szkłem barwionym oraz tzw. okna światłowodowe. Celem jest minimalizacji dyfuzji i odbić światła.

Parametry wzmacniacza obrazu: Do oceny jakości wzmacniaczy:

Wzmocnienie redukcji obrazu od30 do 300 Wzmocnienie to jest rezultatem pomniejszenia obrazu otrzymanego na dużej powierzchni fotokatody do obrazu na luminoforze wyjściowym, W rezultacie zmienia się liczba elektronów na jednostkę powierzchni [mm²].

Wzmocnienie strumienia elektronów od 50 do 100.wynika z przyspieszenia elektronów wyemitowanych z fotokatody i zaabsorbowanych przez luminofor wyjściowy. Wartość wzmocnienia zależy od napięcia przyłożonym do wzmacniacza obrazu.

Wzmocnienie jasności od 1500 do 30000 Wzmocnienie to jest związane z redukcją rozmiarów obrazu i przyspieszeniem elektronów: BG=MG(wzm.redukcji obrazu)*FG(wzm.strumienia elektronów)

Współczynnik konwersji (7,5-15)10³ do10.000wzmocnienie jasności BG jest trudnym do zmierzenia więc używa się współczynnik konwersji CF Współczynnik ten określa związek pomiędzy luminancją luminoforu wyjściowego do ekspozycji na wejściu.

Współczynnik kontrastu od 20 : 1 do 30 : 1. wysoko kontrastowe właściwości wzmacniacza obrazu oceniane dla dużych powierzchni. Zjawiska rozpraszania występujące we wzmacniaczu obrazu powodują, że obiekty będące całkowicie nieprzezroczyste dla promieni X w obrazie takich właściwości nie posiadają. Kontrast obrazu kształtowany jest prze wiele czynników z których najważniejsze to: 1. rozpraszanie promieni X w oknie wejściowym, 2. rozpraszanie promieni X w warstwie luminoforu wejściowego, 3. rozpraszanie światła w warstwie luminoforu wejściowego, 4. rozpraszanie elektronów w układzie ogniskowania, 5. rozpraszanie światła w warstwie luminoforu wyjściowego oraz 6. rozpraszanie światła w oknie wyjściowym.

Rozdzielczość przestrzenna Parametr ten określa wielkość obiektów możliwych do obrazowania i jest związany z największą częstotliwością przestrzenna jaka jest możliwa do obrazowania. Częstotliwość przestrzenna wyrażona jest w liczbie par linii na mm [lp/mm].

4. Zjawiska zachodzące przy przepływie prądu przez ciało człowieka

Zjawiska wywolane przepływem prądu:

1. grzanie-postawowe zjawisko wystepujace przy przeplywie pradu (jeżeli płynie maly prad to nic się nie dzieje, temperatura może wzrosnac, mogą wystpaic opazenia, wybuchy tkanek pod wplywem wzrostu temperatury,ze względu na oecnosc duzej ilosci wody w organizmie,zweglenia)

2. jeżeli płynie prad będzie nastepowala repolazryzacja tkanek(tk.skladaja się z jonow dodatnich i ujemnych, podczas przepływu pradu jony ustwiaja się inaczej - wystepuje zaburzony uklad jonow)

3. migotanie przedsionkow wystepuje przey 10Hz.

Ciało ludzkie możemy przedstawić jako opór pozorny - impedancję Z_c dla przepływającego prądu elektrycznego.

Wartość bezwzględną (moduł) można obliczyć ze wzoru

Z _c = √ R_c² + X_c²

R_c - rezystancja, R_c = ρ / q ρ - rezystywność tkanek (opór właściwy)

q - przekrój poprzeczny

X_c - reaktancja pojemnościowa, X_c = 1 / 2πf C f - częstotliwość

C - pojemność

Ciało ludzkie składa się z różnych tkanek, które stawiają większy lub mniejszy opór przepływającemu przez nie prądowi. Do tkanek o większej rezystancji należy :

Skóra,

Kości,

Chrząstki,

Wiązadła,

Tkanka tłuszczowa.

Mniejszą rezystancję mają : Mięśnie, Krew.

Ponieważ skóra, a właściwie naskórek, w porównaniu z innymi tkankami ma rezystancję o wiele większą od rezystancji pozostałych tkanek, możemy więc ciało ludzkie uważać jako zestaw dwóch elementów. Będzie to :

Rezystancja skóry i rezystancja wewnętrzna ciała.

Pomiary rezystancji przeciętnej skóry, wykonane przy napięciu kilku woltów, dały wartość rzędu 100.000 Ω na 1 cm² powierzchni styku skóry z elektrodą. Stąd wartość rezystancji całego ciała, pomierzona przy suchym i nieuszkodzonym naskórku, dały wyniki od 10.000 do 1.000 000 Ω w zależności od wymiarów elektrod. Rezystancja skóry nie ma jednak wartości stałej, lecz zmienia się w zależności od :

• Wartości doprowadzonego napięcia - przebicie następuje przy napięciu powyżej 250 V,

• Natężenia i czasu trwania przepływu prądu,

• Wielkości elektrod stykających się ze skórą oraz ich nacisku,

• Stanu skóry i jej zawilgoceniu - pot, warunki środowiskowe.

Jeśli wskutek podanych tu przyczyn rezystancja skóry zostanie wyeliminowana, to pozostaje tylko rezystancja wewnętrzna ciała która wynosi około 500 do 1000 Ω, przy czym droga przepływu nie ma istotnego znaczenia.

Dlatego przyjmuje się rezystancję ciała ludzkiego w stosunku do ziemi o wartości 1000 Ω w zależności od warunków środowiskowych tj.

• Warunki środowiskowe 1 są to takie warunki, w których rezystancja ciała ludzkiego w stosunku do ziemi wynosi co najmniej 1000 Ω.

• Warunki środowiskowe 2 są to takie warunki, w których rezystancja ciała ludzkiego w stosunku do ziemi wynosi mniej niż 1000 Ω np. na wolnym powietrzu, w pomieszczeniach mokrych itp.

• Warunki środowiskowe 3 są to szczególne warunki, w których rezystancja ciała ludzkiego w stosunku do ziemi wynosi znacznie mniej niż 1000 Ω. np. w czasie zanurzenia ciała w wodzie, pracy wewnątrz zbiorników metalowych itp. Ustalane są w drodze indywidualnej analizy.

Wielkość prądu i jego skutek

Prąd w mA	Prąd przemienny 50 - 60 Hz	Prąd w mA	Prąd stały
1-1.5	Początek odczuwania przepływu prądu
3-6	Powstają skurcze mięśni i odczucie bólu	5-8	Początek odczuwania przepływu prądu
10-15	Silne skurcze mięsni Ręce z trudem można oderwać od przewodu Silne bóle w palcach, ramionach i plecach		Uczucie ciepła
15-25	Bardzo silny skurcz Samodzielne oderwanie się jest niemożliwe Bardzo silne bóle Utrudniony oddech	20-25	Powstają skurcze Znaczne odczuwanie ciepła
większy niż 30	Bardzo silne skurcze Utrata przytomności i migotanie komór sercowych

Wartosc pradu bezpieczna na 100% wynosi 10 mikroA(nawet na otwartm sercu)

Skutki przepływu pradu:

• skurcz mięsni- prad staly nie powoduje skurczu,jeżeli go gwałtownie zwiekszymy lub zmniejszymy wtedy mamy skurcz

• utrata swiadomosci- tkanka nerowoa jest najbardziej wrażliwa

• zatrzymanie oddychania

• zakłócenia pracy serca

• opażenia- wewnetrzne i zewnętrzne

Wtórne oddziaływanie prądu:

• łuk elektryczny- nie płynie prąd przez ciało człowieka,ale przy zwraciu może być popażenie, zapalenie spojówek, skrajne zapalenie odzieży

• uszkodzenia mechaniczne- możemy dskoczyc spasc

Stopień porażenia człowieka zależy od następujących czynników.

1. Natężenie prądu

2. Czas przepływu

3. Częstotliwość

4. Drogi przepływu

5. Rezystancja ciała ludzkiego

6. Stan psychiczny człowieka

Z prawa Ohma wynika, że natężenie prądu zależy od napięcia i oporności ciała.

I = U/R prąd stały

I = U / Z Z = R X gdzie X = 1 / 2πfC lub X = 1 / 2πfL

Reakcje ludzi na prąd przepływający przez ciało w zależności od natężenia są różne. Inne są u kobiet niż u mężczyzn, a jeszcze inne u dzieci. Zależą one też od cech indywidualnych każdego osobnika. W wyniku wielu badań ustalono pewne wartości średnie.(wartosci pradu tabelka)

Adn. 2 Czas przepływu

Czas przepływu ma zasadnicze znaczenie na migotanie komór sercowych. Działanie cieplne prądu zależy od czasu przepływu w sposób oczywisty. Im dłużej tym więcej energii wydzielonej.

Adn3. Częstotliwość

Njabardziej niekorzystna jest czestotliwosc z zakresu od 10-100Hz.Miedzy 100-300Hz wystepuje zjawisko naskorkowosciPrzy większych częstotliwościach zakres natężeń bezpośrednio śmiertelnych przesuwa się w stronę większych wartości prądu i tak np. przy 5000 Hz dopiero jest śmiertelne.

Napięcia bezpieczne

Rodzaj prądu	warunki środowiskowe 1^2*	warunki środowiskowe 2^3*
Prąd przemienny 15 - 500 Hz	50	25
Prąd stały	120	60

1^* - Napięcie bezpieczne U_L jest to największa bezpieczna wartość napięcia roboczego lub

dotykowego, utrzymująca się długotrwale w określonych warunkach oddziaływania

otoczenia.

2⁸ - Warunki środowiskowe 1 są to takie warunki, w których rezystancja ciała ludzkiego w

stosunku do ziemi wynosi co najmniej 1000Ω.

3^3* - Warunki środowiskowe 2 są to takie warunki, w których rezystancja ciała ludzkiego w

stosunku do ziemi wynosi mniej niż 1000Ω, np. na wolnym powietrzu, w pomieszczeniu

mokrych itp.

• ochrona zapobiegająca niebezpiecznym skutkom dotknięcia części czynnych.

Główne czynniki zastosowane w OPP

czesc czynna- zyla przewodu lub inna czesc przewodzaca prad elektryczny znajdujaca się w czasie normalnej pracy pod napieciem w tym także przewod neutralny N, z wyjątkiem ptrzewodu PE

czesci jednoczesnie dostepne- czesci czynne, przewodzace dostepne, czesci przewodzace obce, przewody ochronne, wyrównawcze i uziomy, które znajdują się w zasiegu reki

czesc przewodzaca dostepna- przedmiot przewodzacy lub czesc przewodzaca urzadzenia, znajdujaca się w zasiegu reki, oddzielona od czesci czynnych jedynie izolacja robocza,mogaca znalesc się w warunkach zakloceniowych pod napieciem

czesc przewodzaca obca- przedmiot przewodzacy lub czesc przewodzaca nie bedaca czescia urzadzenia elektrycznego mogaca znalesc się pod napieciem

przewod neutralny (N)- przewod roboczy wychodzacy z neutralnego punktu ukaldu sieciowego

przewod ochronny (PE)- przewod stanowiacy element zastosowanego srodka OPP, do kotrego przyłacza soe czesci przewodzace dostepne i czesci przewodzace obce w celu objecia ich OPP

przewod ochronno-neutralny (PEN)- przewod spelniajacy jednoczesnie funkcje przewodu ochronnego PE i przewodu neutralnego N

zasieg reki- dostepny wokół czlowieka obszar o ksztalcie walca o srednicy 2,5m rozciagajacy się 2,5m ponad poziom ustawienia stop i 1,25m ponizej tego poziomu

Rodzaje ochron OPP

Ochrona przeciwporażeniowa powinna być zapewniona przez zastosowanie odpowiednich środków, do których należy zaliczyć :

1. równoczesną ochronę przed dotykiem bezpośrednim (ochrona podstawowa) i przed dotykiem bezpośrednim (ochrona dodatkowa),

2. ochronę przed dotykiem bezpośrednim,

3. ochronę przed dotykiem pośrednim.

W urządzeniach elektroenergetycznych o napięciu znamionowym nie wyższym niż 1KV ochronę przeciwporażeniową należy zapewnić przez zastosowanie :

1. ochrony przeciwporażeniowej podstawowej,

2.napięć bezpiecznych (Aby uzyskać wartości napięć bezpiecznych stosujemy zrodla zasilania:

transformatory bezpieczeństwa lub przetwornice bezpieczeństwa

baterie akumulatorów

urządzenia elektroniczne, wykonane w taki sposób,aby w razie wewnetrznego uszkodzenia napięcie na zaciskach wyjściowych nie mogło przekroczyć napięcia bezpiecznego)

3. ochrony przeciwporażeniowej podstawowej oraz jednego z następujących środków ochrony przeciwporażeniowej dodatkowej :

1. zerowania,

2. uziemienia ochronnego,

3. sieci ochronnej,

4. wyłączników przeciwporażeniowych różnicowych,

5. separacji odbiorników,

6. izolacji stanowiska,

7. izolacji ochronnej.

4. inne środki ochrony

1. uziemienie robocze,

2. przewody wyrównawcze,

3. instalacja odgromowa,

4. instalacja pomiarowa

5. instalacja telekomunikacyjna i komputerowa

Zerowanie

Zerowanie jako środek OPP dodatkowej, polegający na połączeniu części przewodzących dostępnych z uziemionym przewodem ochronnym PE lub przewodem ochronno - neutralnym PEN i powodujący w warunkach zakłóceniowych samoczynne odłączanie zasilania, może być stosowane w urządzeniach prądu przemiennego o napięciu znamionowym nie przekraczającym 500 V i o układzie sieciowym TN, mającym punkt neutralny bezpośrednio uziemiony, a części przewodzące dostępne odbiorników mogą być połączone z tym punktem :

1. przewodem ochronnym PE (układ TN-S) ,

2. przewodem ochronnym - neutralnym PEM (układ TN-C),0

3. w części układu przewodem ochronnym PE, a w części układu przewodem ochronno- neutralnym PEN (układ TN-C-S).

Przy zastosowaniu zerowania :

• - w przewodzie neutralnym N oraz ochronno-neutralnym PEN nie wolno umieszczać bezpiecznika lub jednobiegunowego łącznika,

• można rozłączać wielobiegunowym łącznikiem wraz z przewodami skrajnymi :

a . w stacji zasilającej - przewód neutralny N lub ochronno-neutralny PEN łącznikiem głównym transformatora lub prądnicy, jeżeli przez to nie zostanie odłączone od sieci uziemienie robocze,

b. w urządzeniach odbiorczych - przewód neutralny.

W urzadzeniach przewod ochronny(przewod odchodzacy od urzadzenia) jest żółto-zielony, natomiast przewod neutralny jest niebieski, w fazach brak kolorystyki.

Uziemienie Ochronne

Uziemienie ochronne jako środek OPP dodatkowej, polegający na połączeniu części przewodzących dostępnych z uziomem (ami) i powodujących w warunkach zakłóceniowych

samoczynne odłączanie zasilania, może być stosowane w urządzeniach prądu przemiennego i stałego, niezależnie od ich napięcia znamionowego

Sieć Ochronna

Sieć ochronna, jako środek ochrony przeciwporażeniowej dodatkowej, polegający na połączeniu części przewodzących dostępnych i obcych z uziemioną siecią, wykonaną z przewodów ochronnych PE i połączeń wyrównawczych, może być stosowana w układach sieciowych IT w sieciach prądu przemiennego i stałego, niezależnie od napięcia znamionowego, zasilającego odbiorniki stałe i ruchome, z wyjątkiem przeznaczonych do trzymania w ręku podczas ich używania, jeżeli są spełnione jednocześnie następujące wymagania :

1. urządzenia są zasilane z osobnego transformatora, zespołu prądotwórczego lub baterii akumulatorów,

2. wszystkie części czynne są izolowane od ziemi,

3. części przewodzące dostępne są połączone z siecią uziemionych przewodów ochronnych,

4. znajdujące się w zasięgu ręki części przewodzące dostępne i części przewodzące obce są połączone ze sobą uziemionymi, miejscowymi przewodami wyrównawczymi,

5. urządzenia pozostające pod napięciem roboczym są zawsze dostępne dla stałej obsługi w sposób umożliwiający bezzwłoczne usuwanie każdego zwarcia doziemnego,

6. sieć robocza jest wyposażona w urządzenie do kontroli stanu izolacji, sygnalizujące wystąpienie znacznego zmniejszenia rezystancji izolacji i pozwalające ustalić, czy bezpiecznik iskiernikowy nie został przebity; urządzenie to powinno być przełączone na stałe i powinno mieć impedancję nie mniejszą niż 15 kΩ.

Izolacja Ochronna

Izolację ochronną jako środek ochrony przeciwporażeniowej dodatkowej, polegający na izolacji o parametrach ograniczających do minimum możliwości porażenia prądem elektrycznym, stosuje się do fabrycznie produkowanych urządzeń i przyrządów przemiennoprądowych i stałoprądowych, niezależnie od ich napięcia znamionowego.

Izolacja Stanowiska

Izolacja stanowiska jako środek ochrony przeciwporażeniowej dodatkowej, polega na izolowaniu stanowiska od ziemi i na wyrównaniu potencjałów części przewodzących obcych, dostępnych z tego stanowiska, może być stosowany do urządzeń prądu przemiennego i prądu stałego, niezależnie od ich napięcia znamionowego, w obrębie pomieszczeń suchych.

Ten środek ochrony ma na celu zapobieżenie równoczesnemu dotknięciu części, które mogą mieć różny potencjał w wyniku uszkodzenia izolacji podstawowej części czynnych.

Izolację stanowiska stosuje się w tych przypadkach, gdy nie ma technicznych możliwości uzyskania szybkiego wyłączenia sieci, w której jako ochronę dodatkową zastosowano zerowania bądź uziemienie ochronne, a jednocześnie nie można zastosować np. wyłącznika ochronnego bądź separacji urządzenia.

Izolacja ma na celu zwiększenie rezystancji stanowiska - a co za tym idzie - uniemożliwia przepływ prądu przez ciało ludzkie przy dotknięciu do urządzeń, na których nastąpiłby pojawienie się napięcia na przedmiotach przewodzących, nie należących do obwodu elektrycznego.

Połączenia Wyrównawcze

Do zmniejszenia występujących napięć dotykowych powinno stosować się połączenia wyrównawcze główne i dodatkowe (miejscowe).

Przy połączeniach wyrównawczym, na różnych elementach metalowych dostępnych występują takie same napięcia; dotykając ich jednocześnie nie będziemy narażeni na przepływ prądu na drodze ręka - ręka.

Połączenia wyrównawcze główne.

Na każdym obiekcie budowlanym połączenia wyrównawcze główne powinny łączyć ze sobą następujące części przewodzące:

przewód ochronny obwodu rozdzielczego,

główną szynę (zacisk) uziemiający,

rury i inne metalowe urządzenia zasilające instalacje wewnętrzne obiektów budowlanych, np. gazu, wody itp.,

metalowe elementy konstrukcyjne urządzeń centralnego ogrzewania i systemów klimatyzacyjnych, jeżeli są one dostępne.

Połączenia wyrównawcze dodatkowe (miejscowe)

Jeżeli w instalacji lub jej części nie mogą być spełnione warunki samoczynnego wyłączenia, to powinny być wykonane miejscowe połączenia zwane połączeniami wyrównawczymi dodatkowymi (miejscowymi).

Separacja Elektryczna

Separacja elektryczna pojedynczego obwodu ma na celu zabezpieczenie przed prądem rażeniowym przy dotyku do części przewodzonych dostępnych, które mogą znaleźć się pod napięciem w wyniku uszkodzenia izolacji.

Obwód separowany charakteryzuje się następującymi cechami :

1. zasilanie powinno być wykonane z transformatora separacyjnego lub innego źródła np. przetwornicy separacyjnej, zapewniającego poziom bezpieczeństwa nie mniejszy niż transformator separacyjny,

2. napięcie separowane nie powinno przekraczać 500 V; ponadto zaleca się, aby łączna długość oprzewodowania obwodu separowanego nie przekraczała 500 m., a iloczyn długości oprzewodowania L = 500 m. i napięcia nie przekraczał 100.000 (L x U ≤ 100.000),

3. ruchome źródła napięcia separowanego powinny być urządzeniami o ll klasie ochronności lub o izolacji równoważnej ll klasie ochronności,

4. stałe źródła napięcia separowanego powinny być :

• urządzeniami ll klasy lub równoważne izolacji ll klasy'

• urządzeniami, w których obwód napięcia separowanego jest odseparowany od napięcia zasilającego i obudowy za pomocą izolacji spełniającej wymogi ll klasy ochronności,

5. czynne części obwodu separowanego nie powinny być połączone w żadnym punkcie z obwodem lub ziemią, czyli powinny być oddzielone od :

• innych obwodów,

• części przewodzących dostępnych,

• części przewodzących obcych,

• ziemi.

6. części dostępne przewodzące obwodu separowanego zasilającego tylko jeden odbiornik nie powinny być łączone z żadnymi przewodami ochronnymi oraz z częściami przewodzącymi dostępnymi,

7. z obwodu separowanego może być zasilany więcej niż jeden odbiornik (rozwiązanie nie zalecane), jeżeli są spełnione następujące warunki :

• izolacja przewodów jest szczególnie starannie wykonana i chroniona przed uszkodzeniem,

• wszystkie części przewodzące odbiorników obwodu separowanego są między sobą połączone nieuziemionymi przewodami wyrównawczymi (rys), przewody te nie powinny być połączone z innymi dostępnymi innymi przewodami ochronnymi i częściami przewodzącymi dostępnymi innych urządzeń.

• Wszystkie gniazda wtykowe obwodu separowanego powinny mieć styki ochronne, przyłączone do nieuziemionego przewodu wyrównawczego,

• Wszystkie obwody zakończone wtyczkami, oczywiście za wyjątkiem przewodów dla zasilania odbiorników ii klasy ochronności, powinny mieć żyłę do połączenia wyrównawczego.

Istota separacji polega na tym, aby przy dotknięciu do części przewodzącej dostępnej, prąd płynący przez dotykającego był tak niewielki, by nie powodował skutków patofizjologicznych. Prąd ten ma charakter pojemnościowy.

Im dłuższy będzie obwód separowany, tym większa może być wartość prądu pojemnościowego obwodu względem ziemi. Ż tego powodu zaleca się, aby obwód separowany był możliwie krótki, ale nie dłuższy niż 500 m. i L x U ≤ 100.000.

Wyłączniki Różnicowoprądowe

Wyłączniki przeciwporażeniowe różnicowoprądowe jako środek OPP dodatkowej, wyposażony w człon pomiarowy różnicowy oraz w człon wyłączający, powodujący samoczynne odłączenie zasilania w warunkach wystąpienia nadmiernego prądu doziemnego, mogą być stosowane we wszystkich układach sieciowych (TN, TT, IT), niezależnie od ich napięcia znamionowego.

Po pojawieniu się na chronionej obudowie urządzenia wyższego napięcia niż bezpieczne, samoczynnie - w bardzo krótkim czasie odłącza zasilanie. Dla 50 V - 0.2 s dla 25 V - 0.1 s

Wyłącznik różnicowoprądowy jest tym bardziej czuły im mniej reaguje na mniejsze prądy doziemne( 6 mA, 10mA,30mA, 300mA)

5/.Jak działa tomograf→ budowa, rodzaje

Tomografia rtg

Podstawowa zasada działania RTG opiera się na założeniu, że wewnętrzną strukturę obiektu (ciała) można zrekonstruować na podstawie pewnej liczby pomiarów zewnętrznych. Pomiary te wykonywane są podobnie jak w obrazowaniu klasycznym Rtg, tzn. promieniowanie X jest emitowane przez lampę, następnie promieniowanie to napotyka obiekt (ciało) i w zależności od struktury materiału jest w większym lub mniejszym stopniu pochłaniane, co jest odzwierciedlane na detektorach umieszczonych za obiektem. Często w celu zwiększenia różnicy osłabienia promieniowania w danej objętości stosuje się środki kontrastowe podawane dożylnie lub doustnie. Ta transmisyjna metoda pomiarowa jest dla CT wykonywana wielokrotnie, dla różnych kątów pomiędzy osią lampa-obiekt-detektor a pionem. Uzyskuje się w ten sposób zbiór wartości pochłaniania promieniowania X przez obiekt dla różnych kątów pomiarowych. Wartości te są różne, gdyż wewnętrzna struktura obiektu jest funkcją przestrzenną, czyli zależy od kąta pomiaru. Pojedynczy pomiar dla danego kąta określany jest w RTK projekcją. Posiadając zbiór wartości osłabienia promieniowania X dla różnych projekcji można, korzystając z operacji matematycznych tworzących równomierny rozkład wartości pochłaniania promieniowania w płaszczyźnie przekroju (projekcji), uzyskać obraz reprezentujący poprzez skalę szarości wewnętrzną strukturę obiektu. Obraz w tomografii komputerowej jest zatem otrzymywany w wyniku pomiaru oraz skomplikowanych obliczeń matematycznych, które nazywane są rekonstrukcją obrazu.

Tomografia komputerowa jest metodą obrazową z zakresu diagnostyki rentgenowskiej, umożliwiającą wizualizację przekrojów ciała ludzkiego na podstawie serii zdjęć rentgenowskich, robionych pod różnymi kątami.

Technika zdjęć rentgenowskich opiera się głównie na zjawisku fotoelektrycznym, powodującym pochłanianie promieni X, którymi naświetlany jest pacjent. Pewne tkanki pochłaniają więcej, a pewne mniej promieniowania i stąd na obrazach pojawiają się różne stopnie zaczernienia. Można w tej sytuacji wprowadzić liniowy współczynnik osłabienia, wyrażający względne osłabienie natężenia promieniowania przez warstwę substancji o grubości jednostkowej:

Powietrze	0.0013
Płuca	0.02
Tłuszcz	0.92
Woda	1.0
Krew	1.01-1.06
Chrząstka	1.09
Kość	1.9

Największy współczynnik mają oczywiście kości; są one najbardziej kontrastowymi elementami radiogramu. Ponadto, od współczynnika wody (stanowiącego tło w obrazach) odbiega również parametr płuc. One również zaliczają się do narządów, które łatwo sfotografować.

W innych przypadkach, często celowe okazuje się podanie kontrastu, tj. środka modyfikującego pochłanianie określonych struktur.

Budowa tomografu

Zestaw do tomografii: okole(gantry), stol, lampa rtg, komputer, konsola.

Okole(gantry)- jest to zamknieta przestrzen w ktoprej mieszcza się:lampa rtg, ukl.detektorow oraz urzadzenia umozliwiajace rotacje systemu wokół pacjenta. W srodkowej czesci znajduje się otowr,w który wprowadza się badana czesc pacjenta.

Stol- tu uklada się pacjenta. Ruchomosc stolu w 3 plaszczynach ulatwia odpowiednie ulozenie i transport pacjenta. Stol wraz z pacjentem wprowadza się w glab okola. Za pomoca centratora swietlnego ustala się warstwe, od ktorej rozpoczyna się badanie. W urzadzeniach typu konwencjonalnego po wykonaniu 1szej wsrtswy stol ruchem skokowym przesuwa się automatycznie w kierunki doglowowym lub doogonowym i zgodnie z zalozonym programem umozliwia wykonanie kolejnych przekrojow ciala. W spiralnej TK mamy do czynienia zarówno z ciagla rotacja lampy jak i ze stalym przesuwem stolu.

Lampa rtg- zasila ja generator wys.napiecia. Transformator WN może znajdowac się poza okolem lub jest sprzezony z lampa rtg w systemach slip-ring niskonapieciowych

Komputer- steruje praca zestawu a zwlaszcza procesorem rekonstrukcji i nastepowym przetwarzaniem obrazu. Musi mieć wysokie parametry sprawnosci dzialania (duza pojemnosc, duza szybosc operacji)

Konsola - zapewnia lacznosc miedzy wykonujacym badanie a aparatem. Sluzy do rejestracji danych pacjenta, wybopru odpowiedniego programu badania a dzieki minitorowi obrazowemu pozwala sledzic przebieg badania

Urzadzenia dodatkowe-system klimatyzacji do zachowania odpowiednich warunkow pracy, strzykawka automatyczna, srukarka laserowa lub termiczna, dodatkowa konsola dla lekarza, system archiwizacji elektronicznej.

Tomografia spiralna

w konwencjonalnej TK techniki skanowania nie pozwalają na szybkie skanowanie określonej objętości. W akwizycji kolejnych przekrojów konieczna jest bowiem koordynacja pomiędzy obrotem układu skanowania a przesuwem stołu z przerwą, na zmianę kierunku obrotu. Zmiana kierunku obrotu była konieczna technicznie ze względu na uniknięcie zerwania przewodów zasilających i sterujących. Wymyślono jednak taką metodę przesuwu styków przewodów po pierścieniu, że praktycznie system skanowania (III i IV generacji) może obracać się bez przerwy. Pierścień, o którym mowa to tzw. slip ring (z ang., pierścień ślizgowy). Ponieważ obrót może przebiegać ciągle dlatego nie ma strat czasu koniecznego na zatrzymywanie/rozpędzanie systemu skanera, a co za tym idzie procedura pomiarowa jest znacznie szybsza. W czasie obrotu badany obiekt jest przesuwany automatycznie w polu pomiarowym. W wyniku ciągłego przesuwu stołu (obiektu) oraz ciągłego obrotu skanera zataczana jest swoista spirala wokół obiektu. W danym przekroju obiektu (prostopadłym względem stołu) brak jest więc pomiarów dla wszystkich kątów projekcji

W procesie tym rejestruje się serie projekcji w danej objętości obiektu, począwszy od punktu startowego przesuwu stołu aż do punktu kończącego ten przesuw. Uzyskiwane w ten sposób dane odwzorowują objętość. Bezpośrednio nie możliwe jest zatem otrzymanie obrazu przekroju tak, jak to było możliwe w tradycyjnych systemach skanowania. Funkcję rozkładu wartości osłabienia promieniowania Rtg otrzymuje się bazując na metodach interpolacji mierzonych wartości projekcji. Możliwe jest praktycznie dowolne określenie lokalizacji rekonstruowanej warstwy (ograniczone jedynie poprzez szybkość przesuwu stołu i kolimator).

Tomograf składa się ogólnie rzecz biorąc z bramki skaningowej (lampy rentgenowskiej i detektorów scyntylacyjnych), łóżka oraz systemu komputerowego, który zajmuje się wizualizacją obrazu.

Badanie tomograficzne polega na tym, że pacjent na leżąco wjeżdża w obręcz tomografu, na której obraca się emiter promieniowania, rzucając na detektor zdjęcia pod kolejnymi kątami. Po wykonaniu zaprogramowanego obrotu, dane są poddawane obróbce komputerowej i wizualizacji.

Obraz, uzyskiwany z tomografu zawiera bardzo wiele poziomów szarości. Oko ludzkie rozpoznaje ich około 40. Interesujące lekarzy przypadki zawierają się w przedziale 100-1000Hsf (Hounsfieldów)

6.NMR

Zjawisko rezonansu magnetycznego.

Technika nazywana powszechnie skrótem MRI (ang. Magnetic Resonance Imaging), czyli obrazowanie rezonansu magnetycznego, stosowana jest w diagnostyce medycznej w celu uzyskiwania wysokiej jakości obrazów wnętrza ludzkiego ciała

W obrazowaniu MRI wykorzystujemy własności magnetyczne jader atomu wodoru- protonow.Technika ta wymaga umieszczenia pacjenta w silnym polu magnetycznym wystarczajacym do niewielkiego namagnesowania poszczegolnych tkanek.

Tomografia NMR roizni się od spektroskopii NMR tym,ze ta ostatnia ogranicza się do badan in vitro w probkach o objetosci ok.1 cm² lub in vivo na malych obszarach organizmu, natomiast tomografia daje mozliwosc badania całego organizmu in vivo.

Wszystkie materiały złożone są z atomów, których jądra składają się z neutronów oraz protonów. Jądra, które posiadają nieparzystą liczbę protonów i/lub neutronów posiadają również spin oraz magnetyczny moment dipolowy.Moment magnetyczny jest wektorem, którego długość jest proporcjonalna do prądu w zamkniętym obwodzie. Moment magnetyczny atomu jest sumą trzech składników:

- pole magnetyczne powstałe na skutek ruchu elektronu wokół jądra atomu (elektron poruszający się po orbicie dookoła jądra tworzy maleńki obwód z prądem);

- moment magnetyczny powstający w wyniku ruchu elektronu dookoła własnej osi, czyli spinu(!);

- moment magnetyczny wytwarzany przez ruch jądra dookoła własnej osi.

Moment pedu okreslamy jako iloczynpedu mv i promienia R,czyli K=mvxR. K-> jest to wilkosc wektorowa,ktorej kierunejk i zwrot wyznacza regula sroby prawoskretniej, wartosc K=mvR.

Jeżeli poruszajaca się masa posiada ladunek elektryczny,to ruch taki stanowi zamkniety obwod pradu powodujacy powstawanie pola magnetycznego.Właściwości takiego magnesu opisauje się poprzez moment magnetyczny dipolu μ->, zdefiniowanego jako iloczyn natężenia prądu i pola powierzchni zamknietego obwodu prądowego.Moment pędu jądra K-> nazywa się spinem jadrowym. Dla jader atomu wodoru(protonow) jadrowa liczba spinowa I=1/2. Zjawisko NMR można obserwowac tylko dla jader a,których liczba I jest rozna od zera.Mogą to być oprocz jadra wodoru izotopy: ²³Na, ³¹P, ¹³C ¹⁹F.tlen ¹⁶O i wegiel ¹²C posaidaja spiny jadrowe rowne zero i nie mogą być uzyte w badaniu MRI.

Jądro atomu w polu magnetycznym

Skutki umieszczenia jadra atomowego w polu magnetycznym można zobrazowac za pomoca mechanicznego baka.Jeżeli uruchamiamy bąka wtedy oprocz nadanego mu ruchu obrotowego wokół własnej osi,jego os będzie poruszac się wokół linii sił pola grawitacyjnego po powierzchni stożka,a jej koniec po powierzchni koła.Ruch ten to precesja.Moment magnetyczny jadra (protonu) μ umieszczony w jednorodnym stalym polu magnetycznym o indukcji B₀ zachowuje się podobnie.Wielkość B nazywana indukcja,wyraża `siłę' pola magnetycznego,wyrażona jest w teslach(T).Indukcja pola magnetycznego ziemi wynosi 0,1mT,w zjawisku MRI używa się stałych pól agnetycznych rzędu 1T.

Kiedy proton znajdzie się w zewnętrznym polu magnetycznym, jego spin ustawia się zgodnie z polem, tak jak zachowałby się magnes. Istnieje układ niskoenergetyczny, w którym bieguny ułożone są w konfiguracji S-N-S-N oraz układ wysokoenergetyczny z biegunami w konfiguracji S-S-N-N. Cząstka ta może przejść z jednego układu energetycznego do drugiego poprzez absorpcję fotonu. Cząstka znajdująca się w niskim stanie energetycznym absorbuje foton i przechodzi do wysokiego stanu energetycznego. Energia tego fotonu musi odpowiadać dokładnie różnicy energii pomiędzy dwoma stanami. Energia E fotonu jest powiązana z jego częstotliwością n poprzez stałą Planka (6.626*10^-34 Js): E=hν W NMR, wartość n nazywana jest częstotliwością rezonansową lub częstotliwością Larmora. Warunkiem rezonansu jest równość energii kwantów fali elektromagnetycznej hf₀ z różnica energii rozszczepienia przez pole:

Hf₀=γħB₀ , oraz nierowna obsada stanów.rezonans wystpapi wtedy, gdyczęstośc zastosowanej fali elektromagnetycznej będzie dokładnie równa częstości precesji Larmora.

W technikach NMR wykorzystuje się fotony o częstotliwości z zakresu RF. W spektroskopii NMR n przyjmuje wartości z zakresu 60 - 800 MHz dla jąder wodoru. W obrazowaniu MRI, n przyjmuje wartości pomiędzy 15 a 80 MHz, również dla wodoru.
Budowa NMR

Dla uzyskania obrazu NMR pacjent musi zostać umieszczony w przestrzeni, w której możliwe jest jednoczesne lub sekwencyjne kreowanie kilku różnych pól magnetycznych wywołujących powstanie sygnału NMR.

W technice MRI wykorzystuje się trzy rodzaje pól magnetycznych: statyczne pole magnetyczne, gradient pola oraz pole zmienne z zakresu częstotliwości radiowych. W praktyce konieczne jest dodatkowo wykorzystanie cewek lub magnesów korygujących statyczne pole magnetyczne tak aby uzyskać maksymalnie jednorodne pole statyczne w obszarze badania.

System pomiarowy MRI można podzielić na dwa główne bloki:

• część analogową odpowiedzialną za tworzenie odpowiedniego pola magnetycznego oraz pomiar sygnału NMR (magnesy, cewki gradientowe i cewki RF, układy pomiarowe, wzmacniacze, transmitery sygnału itp.);

• część cyfrową odpowiedzialną za sterowanie pobudzeniem (amplitudy i sekwencje czasowe pobudzeń), przechowywanie danych pomiarowych, ich obróbkę cyfrową oraz generację obrazów NMR (komputer, pamięć masowa, konsola operatora, układy dużej mocy obliczeniowej).

Bardzo istotnym wymaganiem stawianym magnesom stałym w systemach MRI jest jednorodność pola magnetycznego w obszarze badania. Może ona być uzyskana jedynie poprzez bardzo precyzyjne ułożenie cewek magnesu.

w celu uzyskania maksymalnie dużej jednorodności pola, dodatkowo stosuje się cewki korekcyjne. Są to niewielkie cewki rezystancyjne korygujące rozkład pola w obszarze badania. Podczas instalacji systemu MRI tworzy się mapę rozkładu pola w obszarze badania a następnie programuje pracę cewek korekcyjnych w taki sposób aby zniwelować znalezione wcześniej niejednorodności.
Budowa NMR.

a) magnes (elektromagnes) 0glowna czesc skladowa tomografu NMR. Ma ona objetosc czynna z polem magnetycznym Bzero wysoce jednorodnynm, wystarczajaca do umieszczenie a niej pacjenta. Rodzaje magnesow: staly , oporowy, nadprzewodnikowy.

Magnes staly- stanowi namagnesowany rdzen z materialu feroomagnetycznego (zelazo,kobalt). Zalety: stabilne pole,brak poboru energii,niski koszt eksploatacji

Magnes oporowy powietrzny- I. cewka lub 2 cewki (helmholtza), wewnatrz cewki lub pomiedzy cewkami wystepuje pole magn. Jednorodne (jednorodnosc pola B=10(do -5) II. Cewki osloniete z zewnatrz ekranem z miekkiego zeleaza, co zwieksza indukcje pola wew. Cewki o ok. 20%

Magnes nadprzewodnikowy-stanowi go cewka nadprzewodnika umieszczona w cieklym helu

b) system gradientowy

-3 pary cewek umieszczonych we wzajemnie do siebie prostopadlych plaszczyznach

-korpus, na którym nawinieto cewke lub cewki elektomagnesu glownego, zawiera jeszcze cewki korekcyjne (zmniejszaja niejednorodnosc)

c) spektrometr FT NMR

spektrometr implsowy z jedna cewka nadawczo-odbiorcza

-cewki miejscowe

-cewki powierzchniowe (obie do obrazowania)

-cewki odbiorcze - wprowadzane do wnetrza oprganizmu

Cewki odbiorcze sygnalow FID wznudzanych przez gl. Cewki tomografu RF umozliwia to uzyskanie powiekszonych obrazow wybranego obszaru.

d) komputer

2 parametry:

-liczba komorek pamieci

-dl.slowa (bit)

T1, T2 - czasy relaksacji

Uzywany jest do:

-sterowania nastawami spektrometru

-systemu gradientowego

-przesuwu platformy z pacjantem

2monitory:

-alfa-numeryczny (wyswietlanie komend)

-graficzny (prezentuje uzyskany obraz ... 1024x1024 piksele)

7.PET

Tomografia SPECT jest mimo swojej efektywności dość powolna. Znacznie szybszą metodą tomograficzną jest PET, czyli Positron Emission Tomography. PET wykorzystuje zjawisko anihilacji pozytonu beta+ w reakcji przemiany protonu w neutron. Po anihilacji powstają dwa kwanty, przebiegające dokładnie po linii prostej. Mając detektor, będący w stanie zarejestrować obydwa kwanty i określić ich koincydencyjność, możemy wykreślać w przestrzeni proste, które będą przecinać się w miejscach emisji. Im częściej proste będą się przecinać, tym aktywniejszy będzie badany obszar.

Metoda takiej akwizycji danych jest znacznie szybsza niż mozolne tworzenie projekcji pod każdym kątem i ich obliczanie. PET jest na tyle szybki, że można go stosować nawet do bardzo szybkich badań metabolicznych (np. serca, gdzie SPECT wymaga już synchronizacji z EKG).

Podstawy fizyczne działania systemu PET

W celu wykonania badania tą techniką podaje się pacjentowi związku chemicznego znakowanego izotopem zdolnym do emisji pozytonów. Następnie pacjent jest umieszczany w polu widzenia detektorów rejestrujących promieniowanie gamma. Zastosowanie izotopu bogatego w protony może spowodować ich rozpad na neutrony, pozytony (elektrony o ładunku dodatnim) i neutrino. Bezpośrednio wyemitowane pozytony charakteryzują się początkową energią rzędu 1-3MeV. Ich przemieszczanie się w organizmie powoduję zmniejszanie się energii kinetycznej głównie poprzez oddziaływanie elektronów. W efekcie, po przejściu określonej drogi przez pozyton (rzędu 1mm), może dojść do interakcji pozytonu z elektronem co może spowodować ich anihilację. Należy zatem pamiętać, iż anihilacja nie powstaje w miejscu wystąpienia rozpadu izotopu, lecz w pewnej odległości od izotopu jaką przebył pozyton. Z zasady można przyjąć, że im większa energia pozytonu, tym większa maksymalna droga jaką może on przejść (nawet 17 mm). Zjawisko to stanowi więc ważny problem w precyzyjnej lokalizacji źródeł (degradacja rozdzielczości przestrzennej obrazu). W wyniku anihilacji powstają dwa fotony o energii 511keV, poruszające się w przeciwnych kierunkach. Jeżeli w momencie anihilacji pozyton i elektron były w stanie spoczynku wygenerowane fotony będą rozchodziły się pod kątem 180 stopni. W przeciwnym przypadku kąt ten podlegać może zróżnicowaniu rzędu 0.3 stopnia, co przykładowo dla pola widzenia systemu rzędu 60cm powoduje degradację jego rozdzielczości o 1.57mm, zgodnie ze wzorem

R=0.3*Pi*r/180,

gdzie:

r - promień pola widzenia w mm.

Poniżej, na rysunku, zilustrowano zjawisko generacji fotonów promieniowania gamma wykorzystywane w systemie PET.

Rys. Uproszczone zobrazowanie procesu anihilacji pozytonu i elektronu, w wyniku którego powstają fotony promieniowania gamma

SPECT

SPECT, czyli Single Photon Emission Computed Tomography jest rodzajem tomografii komputerowej, wykorzystującym metody medycyny nuklearnej. Tomografia ta działa z punktu widzenia obliczeniowego zupełnie identycznie jak tradycyjne CT, lecz nie ma tu potrzeby traktowania pacjenta dodatkowymi promieniami X. On sam jest źródłem promieniowania, które promieniuje we wszystkie strony. Wykonując detektorem ruch okrężny (podobnie jak w tomografii komputerowej) można zebrać obrazy w poszczególnych projekcjach kątowych i zrekonstruować obraz wewnętrzny.

Rozpady promieniotwórcze

Rozpady pierwiastków promieniotwórczych są charakteryzowane przez prawo rozpadu, którego parametrem jest stała rozpadu . Prawo wyraża się następująco:

Gdzie oznacza ilość promieniotwórczych cząstek, a oznacza ich koncentrację początkową. Prawo oznacza, że dla dowolnej populacji radioaktywnych cząstek, po pewnym czasie ich liczebność zmaleje tylekrotnie, ile wskazuje prawo rozpadu.

Istnieje kilka możliwych rozpadów promieniotwórczych. Jednym z nich jest rozpad . Jego istotą jest rozpadanie się cząstek o masach większych niż 80 z emisją jądra helu (cząstki ). Rozpad ten nie ma praktycznego zastosowania w metodach medycyny nuklearnej.

Kolejną z reakcji jest promieniowanie , czyli emisja elektronu. Występuje ona wówczas, gdy jądro zawiera nadmiar neutronów w stosunku do protonów. Po emisji elektronu z jądra, neutron przekształca się w proton. Widmo energetyczne uwalnianych elektronów jest bardzo szerokie, co wynika z uwolnienia w reakcji również nieoddziałującego z praktycznie niczym antyneutrina, które może pobrać dowolnie wiele energii powstałej w rozpadzie.

Dalszą reakcją jest emisja pozytonu lub wychwyt elektronu. Pozyton, jest to antyelektron. Wychwyt elektronu towarzyszy przemianie protonu w neutron. Emitowana przy tym jest fala promieniowania X, a czasem , które może być wykorzystywane w celach diagnostycznych.

Emisja pozytonu powstaje również przy przemianie protonu w neutron, a uwolniony pozyton bardzo szybko zderza się z przypadkowym elektronem i zachodzi anihilacja. Powstają przy tym dwa kwanty , biegnące w przeciwnych kierunkach. Zjawisko to jest podstawą tomografii PET.

Detekcja i rekonstrukcja obrazu w PET

Technika tomografii emisji pozytonów (PET) jest nowym i dynamicznie rozwijającym się narzędziem medycyny nuklearnej pozwalającym obrazować metaboliczne zmiany narządów i tkanek. Metoda ta posługuje się radioizotopami β+promieniotwórczymi takimi jak:11C, 15O, 13N, 18F, 82Rb, 68Ga (1). Najpowszechniej stosowany ze względu na czas połowicznego rozpadu (108 min) jest izotop 18F produkowany akceleratorowo. Tory detekcyjne dla wszystkich radioizotopów są jednakowe, gdyż rejestrujemy fotony o tej samej energii 511 keV. Podczas przemiany β+ z jądra izotopu znakującego farmaceutyk emitowany jest pozyton i neutrino elektronowe. Podczas gdy neutrino przechodzi przez ciało pacjenta bez oddziaływania, pozyton w tkance pacjenta przebywa drogę ok. 3 mm (zależną od energii uzyskanej w rozpadzie) do miejsca anihilacji z elektronem ośrodka. W wyniku tego zjawiska masa elektronu i pozytonu zostaje zamieniona na dwa fotony - promieniowania anihilacyjnego (rzadziej trzy) rozchodzące się pod kątem 180º, z których każdy unosi energię równą 511 keV. Gdy dwa fotony anihilacyjne zostaną zarejestrowane w koincydencji (równoczesna rejestracja fotonów przez dwa naprzeciwległe detektory) miejsce anihilacji zostaje zlokalizowane jako punkt leżący na linii koincydencyjnej zwanej linią zdarzenia (LOR ang. line of response) (ryc.1). Rejestracja tych fotonów w przedziale 12 ns przyjmowana jest obecnie jako koincydencja rzeczywista. Ta dyskryminacja czasowa wraz z dyskryminacją energetyczną rejestrowanych fotonów pozwala na pominięcie kolimacji przestrzennej i w znacznym stopniu eliminuje koincydencje przypadkowe, co czyni ją konkurencyjną do techniki SPECT.

Ryc.1. Geometria pomiarowa obrazująca lokalizację detektorów wokół ciała

Detektory promieniowania. Wymagania.

Detektorami wykorzystywanymi w kamerach PET są głównie detektory scyntylacyjne. Współczesne, komercyjnie dostępne kamery PET bazują na detektorach scyntylacyjnych z użyciemkryształu Bi4Ge3O12(BGO). Jest to kryształ o dużej gęstości właściwej (dobrze absorbujący energię), odporny mechanicznie i o relatywnie niskiej cenie, lecz charakteryzuje się długim czasem zaniku impulsu świetlnego oraz niską wydajnością świetlną..

Własności systemów PET.

Typowy skaner PET składa się z detektorów scyntylacyjnych ułożonych w wielu pierścieniach. Taka geometria pomiarów pozwala na równoczesne zebranie danych z wielu płaszczyzn obrazowych. Pojedynczy blok detektorowy ponacinany jest w celu ograniczenia dyfuzji światła a przez to umożliwienie uzyskania pozycjoczułej detekcji, tworząc matrycę 6x6 (GE) lub 7x8 (Siemens) detektorów. Impulsy światła pochodzące z pojedynczych scyntylatorów zbierane są zwykle przez 4 fotopowielacze (lub fotopowielacz o 4 polach) umieszczonych z tyłu bloku. Identyfikację scyntylatora, który zarejestrował foton, przeprowadza się analizując ilość światła dochodzącą do poszczególnych fotopowielaczy (21).

Współczesne skanery PET są przystosowane do obrazowania 3D poprzez usunięcie przegród separujących pomiędzy scyntylatorami rozszerzając pole widzenia do wszystkich pierścieni i podnosząc liczbę zliczeń. Powoduje to jednak pogorszenie stosunku sygnału do szumu. W celu poprawy jego wartości zawęża się czas koincydencji oraz dyskryminuje się scyntylacje leżące poza głównym fotopikiem. W obrazowaniu 2D (wysunięte przesłony - ryc.3.) koincydencje rejestrowane są w obrębie tego samego pierścienia, dopuszczalne jednakże są koincydencje w pierścieniach sąsiadujących (23,24).

Problemem w obrazowaniu 3D jest promieniowanie rozproszone, które stanowi 40-60% rejestrowanych koincydencji. Rozproszone fotony dodają się do szumu w obrazie PET pogarszając kontrast szczególnie w obszarach o dużym gromadzeniu znacznika np.: mózg, wątroba, pęcherz. rozkład aktywności podanego pacjentowi izotopu f(x,y) w obrazowaniu 2D czy też f(x,y,z) w obrazowaniu 3D dla pojedynczej warstwy, dane te muszą zostać przetworzone. Wyznaczenie obrazu 2D odbywa się na podstawie serii pomiarów w 1D (projekcje). Zastąpienie funkcji rozkładu aktywności znacznika f(x,y) szeregiem wartości dyskretnych odpowiada podziałowi obrazowanego obiektu na N= n x n kwadratowych elementów tzw. pixeli (ryc. 6)

Ryc. 4. Schemat blokowy układu elektroniki "front-end", część analogowa: przedwzmacniacz, układ kształtujący, dyskryminator amplitudy (27).

Podsumowanie

Badanie PET umożliwia lokalizację zmian funkcjonalnych w ciele pacjenta. Dobrze ugruntowane jest stosowanie radiofaramaceutyku fluorodeoksyglukozy (18FDG), dla którego przestrzenna zdolność rozdzielcza wynosi około 3mm a otrzymany obraz można nałożyć na wysokorozdzielczy obraz CT lub NMR. Nanosekundowa technika detekcji koincydencji oraz wysokowydajne ciężkie scyntylatory o krótkim czasie świecenia wraz z dedykowanymi zhybrydyzowanymi z nimi układami scalonymi elektroniki front-end dostarczają danych pomiarowych o lepszym stosunku sygnału do szumu niż obrazowanie SPECT. W standardowym protokole skaningu całego ciała, dorosłemu pacjentowi podaje się dożylnie aktywność około 10

mCi (370 MBq) [18F]-FDG. Po uwzględnieniu dawki skutecznej wynoszącej dla tego radiofamaceutyku: 0.027 mSv/MBq aktywność ta odpowiada dawce na całe ciało ok. 10 mSv (31).

Podstawami fizycznymi metody są:

1. Absorbcja fal świetlnych przechodzących przez tkanki. Głębokość penetracji światła jest jednym z podstawowych czynników ograniczających wykorzystanie metody w praktyce klinicznej. Rozwiązaniem tego problemu stało się zastosowanie fal o odpowiedniej długości wynoszącej 650-900 µm. Okazało się, że ich współczynnik pochłaniania przez wodę i hemoglobinę jest stosunkowo mały, dzięki czemu charakteryzują się względnie dobrą przenikliwością. Wymieniony zakres długości fal nazywany jest oknem optycznym obrazowania molekularnego.
2. Rozproszenie światła w tkankach. Zależy ono od zjawiska refrakcji. Jej stopień determinuje architektonika tkanki i gęstość struktur wewnątrzkomórkowych, na przykład mitochondriów w poszczególnych komórkach.
3. Zjawisko fluorescencji. Niemal wszystkie tkanki zawierają śladowe ilości fosforu. Pierwiastek ten nie tylko absorbuje, ale równocześnie pod wpływem impulsu świetlnego emituje fale o nieco innej długości. Mówimy w tym przypadku o autofluorescencji tkankowej. Substancje biologiczne, które zawierają stosunkowo dużo fosforu, to nikotynamid, związki flawonowe, kolagen i elastyna. W wielu chorobach ilość wymienionych substancji ulega zmianie, co można zarejestrować, badając intensywność autofluorescencji Źródłem światła o określonej długości fali jest laserowe urządzenie generujące. Detekcja zjawiska fluorescencji odbywa się za pomocą urządzeń ciekłokrystalicznych wykorzystujących efekty elektryczno-optyczne. Detektor znajduje się na zewnątrz ciała badanego lub w postaci miniaturowej może być wprowadzony do wnętrza ciała, na przykład do światła przewodu pokarmowego. Metoda ma pewne cechy wspólne z ultrasonografią. Nadawczo-odbiorczą głowicę ultradźwięków zastępuje źródło światła i detektor. Sygnał świetlny wysyłany przez urządzenie laserowe generuje w tkankach zjawisko fluorescencji, które jest rejestrowane i analizowane pod względem spektralnym przez odpowiednie urządzenie rejestrujące.

W ostatnich latach prace badawcze koncentrowały się na poszukiwaniach związków wzmacniających zjawisko autofluorescencji. Ich ideą przewodnią jest dążenie do uzyskania dostatecznie silnego sygnału z tkanek zdrowych, otaczających ognisko patologiczne, lub do silniejszego niż z tkanek otaczających sygnału ze związków biologicznych stanowiących integralną strukturę guza lub nacieku patologicznego. Jeśli porównać je do dotychczasowych technik obrazowych, odpowiadają środkom kontrastowym lub radiofarmaceutykom o charakterze nieswoistym i swoistym. W praktyce wykorzystuje się obecnie różne preparaty. Są to barwniki z grupy indocyjaninowej będące środkiem kontrastowym nieswoistym. Zieleń indocyjaninową przez wiele lat stosowano do badania czynności wątroby, serca i angiografii fluorescencyjnej. Okazała się niezwykle przydatna w obrazowaniu optycznym. Emituje światło o silnym sygnale i o pożądanej długości fal, ma odpowiednią hydrofilność i małą toksyczność.

8. Budowa aparatu USG

Schemat blokowy

USG wykonany jest z nastepujacych blokow:

1. glowice- port wejscia. Mamy do czynienia z B-formerem, układ wejsciowy i wyjsciowy(nadawczy i odbiorczy), ilosc kanalow nadawczych i odbiorczych

2. wzmacniacze wejsciowe(dzialaja na zasadzie logarytmu) zarówno do nadawania jak i odbierania
   TGC- suwaki w liczbie 6-8

3. przetransportowanie i obrabianie:

1. stary analogowy typ (układy specjalistyczne). Układy mają tak uformować sygnał,aby umożliwić przystosowanie sygnału do zapamiętania i mogły być przedstawione na ekranie monitora (sygnał odbierany to echo)

2. nowe aparaty cyfrowe:
   - możemy regulować,zmieniać, kodować sygnał wejściowy

- możemy ingerowac w sygnał obrabiany(w aparatach starego typu nie można)

- wzrosły pojemności,zmieniły się gabaryty urządzeń

-lepszy archiwizacja
-lepsze monitory - wyższej rozdzielczosci
- w B-formerze kanały(64, 120, 1024)- im wiecej kanałów nadawczo-odbiorczych tym aparat jest wyższej klasy

TGC- każdy aparat USG ma odpowiednie regulatory do regulacji wzmocnienia echa.Wzmacniacze wzmacniają sygnał ze sfery np.: 0,4 4,6 4,8.Kazdemu suwakowi przyporzadkowana jest dana głębokość.

Pokretla zwiazane z jakoscia obrazu:

• wzmocnienie ogolne - wzmocnienie na całosci glebokosci, wplywa na jakosc obrazu

• dynamic range - wzmacniacz dynamiki- żeby powstal obraz, sygnał musimy zamienić na odcienie szarosci; powoduje,ze manipulatory wyodrebniaja struktury

• pokretlo wzmacniacza- żeby struktury były lepiej sa uklady, które pozwalaja wyodrebnic różnice echogenicznosci-za pomoca tych manipulatorowlepiej widac obrys struktury badanej np.:nerki

• mozliwosc zmiany konfiguracji, ksztaltu- uklady koloryzujace

• na jakosc monitora wplywa jasnosc, ostrosc,szybkosc przemiatania(jak szybko powstaje obraz)

pokretla zwiazane z pomiarami:

• odleglosc

• pole powierzni

• objetoisc

• obwod

Pokretla do aparatu z dopplerem:

• wzmoznienei ogolne

• dodatkowe elementy do dobrego pomiary dopplerowskiego

1. nastawienie bramki

2. regulacja kąta wiązki dopplerowskiej

3. do przepływu- doppler spektralny

• pokrętło do zmainy przyporzadkowania prędkości do koloru( Power Doppler)

• dodatkowe mianipulatory do pomiaru dopplerowskiego

• archiwizacja( drukarka termoczna, przenosenie na twardy dysk)

• manipulatory pierwsze9do jakości):

a)rodzaj trybu pracy: B. M. Doppler (każdy aparat USG musi mieć wybór trybu pracy)

• inne mianipulatory (pomocnicze):

1. zoom-powiększenie

2. zamrożenie obrazu

3. możliwość odtworzenia prezentacji z ostatnich np.: 30 klatek

4. body marker- co robimy danym badaniem (nazwisko , czesc ciala,,która badamy)

5. w nowych aparatach (w echokardiografii) są prgramy pozwalające mierzyc hemodynamikę serca(obliczanie prakcji wyrzutowej). W echo musi być możliwy zapis ekg.

Tryby pracy i rodzaje prezentacji w USG.

Prezentacja A (odleglosc)

Amplitudowa-gdyz na ekranie przedstawione sa amplitudy ech. Echa uzyskane na skutek odbicia impulsow ultradzwiekowych od granic tkanek zostaja przedstawione w postaci pionowych impulsow, których wysokosc jest proporcjonalna do p akustycznego. Prezentacja ta mierzy się odleglosc i jest ona zwykle prezentacja pomocniczna ( z wyj. okulistyki)

Prezentacja B (brightness)-jasnosc

Jest to prezentacja podstawowa, która przedstawia rzeczywisty, dwuwymiarowy obraz narzadow wew. Obiekt badany jest analizowany linia po linii, a rejestrowane echa tworza dwuwymiarowy obraz, bedacy przekrojem obiektu w plaszczyznie utworzonej przez kolejne polozenia przetwornika podczas jego ruchu przemiatajacego. Na ekranie pojawiaja się echa w postaci jasnych punktow, które tworza obraz ultradzwiekowy zwany ultrasonogramem.

Modul podstawy czasu ma za zadanie przesuwac plamkle po osi x z odpowiednia V i f. Potrzebny jest on jeśli chcemy monitorowac obrazy.

Prezentacja M (motion)

Echo jest tutaj przedstawione jako element obrazu (piksel), którego jasnosc na ekranie zalezy od wielkosci amplitudy echa. Zestawione i zapamietane w pamieci obrazujacej linie obrazu, odpowiadajace kolejnym momentom czasu, tworza na ekranie obraaza, który umowliwia ocene i obserwacje ruchu. Prezentacja ta ma 2 podstawy czasu- 1dna-szybka, tworzy obraz pojedynczej transmisji, a wartosc amplitudy echa okresla stopien rozproszenia plamki. Nastepnie linie odpowiadajace nastepnym transmisjom, tworzac wolniejsza podstawe czasu.

Prezentacje przeplywowe

Opieraja się na zjawisku dopplera (polegajace na zmianie czestotliwosci zrodla sygnalu poruszajacego się względem obserwatora). W diagnostyce usg takimi zrodlami staja się tkanki, odbijajace fale ultradzwiekowa i poruszajace się w stosunku do sondy. Metoda ta pozwala dowiedziec się z jaka predkoscia przeplywa dana substancja.

Rodzaje:

-doppler pulsacyjny-sziala ciagle krotkimi impulsami

-dopler ciagly-zbiera informacje z wiekszych obszarow

-dopler spektralny- za pomoca krzywej pokazuje rozklad w czasie

-Power Doppler (kolorowy), kierunkowu- pokazuje ilosc przeplywu krwi podporzadkowujac V do danego koloru można stworzyc mape kolorow, predkosci. Wskazuje tez kierunek przeplywu.

-dopler 3D- przeplywy w przestrzeni.

-dopler 4D

nowe techniki

II harmoniczna-II harmoniczna

przy przepływie krwi wystepuja pewne turbulencje(duze zaklocenia-kontrasty odzylne), wystepuje echo powstale od krwi.

zaobserwowano,ze zjawisko oparte o kontrasty mozna wykorzystac w inny sposob.Zwiekszajac moc dawki(nie przekraczajac 1 W/cm2) i odbieramy II harmoniczna,wtedy sygmal ma mniej zaklocen.Echo odbierane jest nie w postaci calego spectrum tylko jako sygnal odfiltrowany w postaci II harmonicznej.Sluzy to lepszemu obrazowaaniu przeplywu,jest lepszy kontrast ze wzgledu na roznice echogenicznosci.

zjawisko stosowane jest przy przeplywie w sercu i watrobie

podwojny B-MODE( 2B-MODE, B-FLOW)-jest to doppler czarno-bialy,czyli nie klasyczny.ten doppler pokazuje strukturę danego naczynia.

C-scape- tzw. Obraz za obrazem. Technologia B-mode klasycznego,ale skonfigurowana i zsynchronizowana z przesuwem glowicy.Ma zastosowanie w obrazowaniu całego odcinka naczynia.Pozwala na tworzenie ciągłego obrazu(zestawienie całego obrazu z poszczególnych ujęć).

-dopler 3D- przeplywy w przestrzeni, pozwala na zobrazowanie narzadu w 3 osiach

-dopler 4D- technika obrazowania w 3 wymiarach i czasie przepływu.

Głowice - maja swoja aplikacje- do czego przeznaczone

4 podstawowe to:

Sektorowa

Convex

Liniowa

Endocavitarna (dojamowa) - uniwersalna

Endowaginalna (dopochwowa) (może być dwupłaszczyznowa)

Endorektalna (doodbytnicza)

Specjalistyczne:

Przezprzełykowa

Laparoskopowa

Środoperacyjna

Objętościowa (połączenie głowicy mechanicznej z elektroniczna)

Głównym parametrem danej głowicy jest częstotliwość.

Podział głowic:

Mechaniczne

Elektroniczne - na pasku są przyklejone kryształy tzw. Głowice matrycowe - 1024

Sutki tarczyca- 7,5MHz

Narządy małe, blisko powierzchni - 10MHz

Parametry ultradźwięków

1.Natezenie fali

I=P/S [W/m2]

Jest to ilosc energii w jednostce czasu przeplywajacej przez powierzchnie prostopadla do kierunku rozchodzenia się fali.. Do celow diagnostycznych J nie może przekroczyc 0,1 w/cm2 (powyzej tej wartosci aparaty tylko terapeutyczne.

2. ugiecie się fali

Fale ultradzwiekowe w osrodkach jednorodnych rozchodza się po liniach prostych, gdy napotkaja ma swej drodze przeszkode wtedy można zaobserwowac zjawisko zakrzywienia drogi fali-dyfrakcja. Wystepuje ono tym wyrazniej im wieksza jest dlugosc fali w porownaniu z wymiarami przeszkody. Ugiecie fsli na przeszkodzie o rozmiarach wiekszych od dl.fali jest niewielkie i można uznac ze fala rozchodzi się po liniach prostych dajac cienie za przeszkoda. Jeśli dlugosc fali jest znacznie mniejsza od przeszkody wtedy zjawiska tego nie obserwujemy.

3. tlumienie fali

Fala ultradzwiekowa rozchodzaca się w osrodku jest zawsze tlumiona. Jej amplituda wraz z odlegloscia wnikania do wnetrza maleje.

I=Ioe(-2Lx)

Io-natezenie wiazki

x-odleglosc

alfa-wspolczynnik tlumienia charakterystyczny dla danego osrodka

Mechanizmy odpowiedzialne za tlumienie fali:

-absorpcja-wskutek ktorej mechaniczna energia fali zostaje zamieniona na cieplo

-niejednorodnosc osrodka-zwiazana jest z rozpraszaniem fali na drobnych czasteczkach materii. Czasteczki takie odpromieniowuja fale we wszytskich kierunkach wprowadzajac charakterystyczna chropowatosc obrazow tkanek. Wspolczynnik alfa w strukturach biologicznych powieksza się liniowo z czestotliwoscia.

4. czestotliwosc

Rozdzielczosc czyli rozroznialnosc drobnych szczegolow powinna być jak najwieksza (aby była najwieksza musi rosnac czestotliwosc a jak rosnie f to rosnie tez wspolczynnik tlumienia). Czestotliwosc musi być wyposrodkowana z moca dawki i dlugoscia prezentacji.

2-5MHz dla j.brzusznej, nerek, watroby, pecherza moczowego. Warstwy powierzchniowe-duze czestotliwosci bo nie ma wspolczynnika tlumienia.

Parametry ultradźwięków

Fala ultradźwiękowa rozchodząca się w ośrodkach biologicznych jest tłumiona. Jej amplituda maleje wraz z odległością wnikania do wnętrza struktur. Wpływ jaki maja na to jest związany głownie z współczynnikiem tłumienia który jest charakterystyczna wielkością danego ośrodka związana z właściwościami lepkimi, przewodnictwem cieplnym, a także subtelnymi właściwościami strukturalnymi.

Dwa mechanizmy są odpowiedzialne za tłumienie fali:

Absorpcja - wskutek której mechaniczna energia fali zostaje zamieniona na ciepło

Rozproszenie fali - współczynnik tłumienia z strukturach biologicznych zwiększa się liniowo z częstotliwością

Wniosek:

W powietrzu współczynnik tłumienia jest zbyt duży, fala kiesko się rozchodzi. Nie robimy USG płuc!

Natężenie - ze względów bezpieczeństwa przyjmuje się że wartość maksymalna fali nie może być większa niż 0,1mN/m2 (w starych aparatach 0,1N)

Wiązka ultradźwięków

Bardzo ważny jest kształt wiązki (układ formowania wiązki)

Wielkość przetwornika

Granica zależy od wielkości przetwornika (d) i od długości fali (λ). Np. przetwornik ma średnicę 1cm, częstotliwość drgania 2,5mHz (λ=0,63mm) to granica miedzy polem bliskim i dalekim wynosi 16cm.

Z diagnostycznego punktu widzenia lepiej pracować na polu bliskim- wiązka walcowata.

Tryby pracy (prezentacje) - w jaki sposób uzyskujemy informacje (np. obraz na monitorze)

W USG widzimy odwzorowanie echogeniczności tkanek

Prezentacja A (dziś nie używana, czasem w okulistyce do ciał obcych) w defektoskopii

B- mode - prezentacja analogiczna - widzimy obraz (2D) co pod głowicą, kształt przekroju

RM- mode - połączenie prezentacji A i B - stosujemy do narządów ruchu i np. zastawki.

Prezentacja Dopplerowska (D) - do przepływów

PWD - Doppler pulsacyjny- bramka Dopplera (spektrum - pokazuje wygląd w postaci funkcji wykresu)

CDW - Doppler ciągły - nie ma bramki, obrazowanie z bardzo dużego obszaru, do bardzo szybkich przepływów (nie widać stanu ...?)

Doppler kolorowy (CD, CFM) dla danej konkretnej wielkości- kolor. Dwa kolory niebieski (to co płynie od głowicy) i czerwony (to co płynie do głowicy)

PD - przyporządkowanie ilości krwinek czerwonych do koloru.

HI-HH - obrazowanie 1-harmoniczna lub obrazowanie 2-harmoniczna - nadaje się 3,5MHz odbiera się 7MHz - lepszy obraz np. do jamy brzusznej, Doppler z kontrastem. (najlepiej częstotliwość kilkanaście MHz- ale z większa częstotliwością wzrasta tłumienie)

B- flow - czarno biały Doppler- daje wgląd w naczynia i przepływ (podwójny Doppler)

Kodowanie wiązki USG - kształt wiązki ma ważny wpływ na głębokość penetrowania, mamy możliwość głębszej penetracji przy dużych częstotliwościach.

3D - obraz jest pokazany przestrzennie; 4D=3D w ruchu.

Funkcje związane z poprawa jakości obrazu:

O jakości obrazowania świadczy jakość monitora- wielkość plamki, szybkość tworzenia obrazu min 75Hz, rozdzielczość powyżej 1000, szybkość zaniku obrazu 16ms

Na jakość obrazu wpływa:

Wzmocnienie echa

Wzmocnienie sferyczne: TGC

Wzmocnienie ogólne (całości)

1

13

---