6 Билет

1. Устройство рентгеновской трубки. Из книги р.Т., используемая в рентгеновской диагностике, состоит из наполненного маслом кожуха с колбой, котрый представляет собой вакуумированный

сосуд из термостойкого стекла, внутри которого размещены накаливаемый катод и анод.

Катод накаливается за счет прохождения тока через вольфрамовую спираль электрического тока, в результате чего создается узконаправленный поток электронов, ускоряемых разностью потенциалов 25-150кВ и бомбардирующих анод. Электроны взаимодействуют с материалом анода, тормозятся и останавливаются. Большая часть энергии, передаваемой электронами аноду, обращается в тепловую, и только малая ее часть (меньше 1%) преобразуется в рентгеновское излучение. Некоторая часть этих лучей проходит через выходные окна колбы кожуха, а так же через пациента, чтобы создать рентгеновское изображение. Рентгеновские лучи, распространяющиеся в других направлениях, поглощаются кожухом трубки. Вся конструкция трубки устанавливается на штатив и снабжается коллиматором, так что размеры и направление рентгеновского пучка можно изменять по необходимости.

Конструкция катода прямого накала и электронно-оптической системы, которая направляет поток электронов к аноду, играет очень важную роль, поскольку нерезкость изображения может ограничиваться за счет сокращения размеров рентгеновского излучения от трубки определяется электронным током , проходящим на анод. Катод прямого накала представляет собой вольфрамовую спираль , которая устанавливается в никелевой капсуле. Эта капсула поддерживает нить накала и имеет такую форму, что создаваемое эл. поле фокусирует электроны в узкий пучок. Анод имеет скошенную поверхность , которая составляет тупой угол с направлением электронного пучка. В выходное окно поступают те рентгеновские лучи , которые идут приблизительно под прямым углом к направлению электронного, так что на поверхности приемника рентгеновское излучение имеет квадратное сечение, даже если поток электронов хорошо сколлимирован. Угол наклона поверхности анода выбирается исходя из назначения трубки и изменяется в зависимости от требований к размерам поля и фокального пятна, а так же к выходной мощности трубки. Для трубок общего назначения величина угла составляет около 17 градусов. Во многих случаях анод имеет скос под двумя различными углами, а также две нити накала для выбора либо узкого, либо широкого фокального пятна.

Анод изготавливают из вольфрама. Вольфрам имеет необходимые теплопроводность и теплоемкость, а также высокую температуру плавления. Важно, чтобы атомный номер материала анода был большим, поскольку выход тормозного излучения с анода увеличивается с атомным номером . а спектр рентгеновского излучения , создаваемый элементом с большим атомным номером , хорошо подходит для получения изображения более массивных частей тела. очень важно, чтобы анодный диск имел высокую теплоемкость. При больших размерах анода можно достичь более высокой скорости вращения и меньшего времени экспозиции, а большая теплоемкость , связанная с увеличением размера анода, позволяет достигать более коротких временных интервалов между экспозициями.

из инета

Генератором рентгеновых лучей является рентгеновская трубка. Современная электронная трубка конструируется по единому принципу и имеет следующее устройство. Основой является стеклянная колба в виде шара или цилиндра, в концевые отделы которой впаяны электроды: анод и катод. В трубке создается вакуум, что способствует вылету электронов из катода и быстрейшему их перемещению. Катод представляет собой спираль из вольфрамовой (тугоплавкой) нити, которая укрепляется на молибденовых стержнях и помещается в металлический колпак, направляющий поток электронов в виде узкого пучка в сторону анода. Анод делается из меди (быстрее отдает тепло и сравнительно легко охлаждается), имеет массивные размеры. Конец, обращенный к катоду, косо срезается под углом 45—70°. В центральной части скошенного анода имеется вольфрамовая пластинка, на которой находится фокус анода — участок 10—15 мм2, где в основном и образуются рентгеновы лучи. Процесс образования рентгеновых лучей. Нить накала рентгеновской трубки — вольфрамовая спираль катода при подведении к ней тока низкого напряжения (4—15 В, 3—5А) накаливается, образуя свободные электроны вокруг нити. Включение тока высокого напряжения создает на полюсах рентгеновской трубки разность потенциалов, в результате чего свободные электроны с большой скоростью устремляются к аноду в виде потока электронов — катодных лучей, которые, попав на фокус анода, резко тормозятся, вследствие чего часть кинетической энергии электронов превращается в энергию электромагнитных колебаний с очень малой длиной волны. Это и будет рентгеновское излучение (лучи торможения). По желанию врача и техника можно регулировать как количество рентгеновых лучей (интенсивность), так и качество их (жесткость). Повышая степень накала вольфрамовой нити катода можно добиться увеличения количества электронов, что обусловливает интенсивность рентгеновых лучей. Повышение напряжения, подаваемого к полюсам трубки, ведет к увеличению скорости полета электронов, что является основой проникающего качества лучей. Выше уже было отмечено, что фокус рентгеновской трубки — это тот участок на аноде, куда попадают электроны и где генерируются рентгеновы лучи. Величина фокуса влияет на качество рентгеновского изображения: чем меньше фокус, тем резче и структурней рисунок и наоборот, чем он больше, тем более расплывчатым становится изображение исследуемого объекта. Практикой доказано, чем острее фокус, тем быстрее трубка приходит в негодность — происходит расплавление вольфрамовой пластинки анода. Поэтому в современных аппаратах трубки конструируются с несколькими фокусами: малым и большим, или линейным в виде узкой полосы с коррекцией угла скошенности анода в 71°, что позволяет получать оптимальную резкость изображения при наибольшей электрической нагрузке на анод. Удачной конструкцией рентгеновской трубки является генератор с вращающимся анодом, что позволяет делать фокус незначительных размеров и удлинить тем самым срок эксплуатации аппарата. Из потока катодных лучей только около 1% энергии превращается в рентгеновы лучи, остальная энергия переходит в тепло, что приводит к перегреванию анода. Для целей охлаждения анода используются различные способы: водяное охлаждение, калорифер-но-воздушное, масляное охлаждение под давлением и комбинированные способы. Рентгеновская трубка помещается в специальный просвинцованный футляр или кожух с отверстием для выхода рентгеновского излучения из анода трубки. На пути выхода рентгеновского излучения из трубки устанавливаются фильтры из различных металлов, которые отсеивают мягкие лучи и делают более однородным излучение рентгеновского аппарата. Во многих конструкциях рентгеновских аппаратов в футляр наливается трансформаторное масло, которое со всех сторон обтекает рентгеновскую трубку. Все это: металлический футляр, масло, фильтры экранируют персонал кабинета и больных от воздействия рентгеновского облучения.

2. Основные импульсные последовательности для получения МРТ изображений.

Спин-эхо(90-180-эхо)

сигнал может быть получен с помощью спин-эхо последовательности. Преимуществом спин-эхо последовательности является то, что она вносит в сигнал зависимость от T₂. Ввиду того, что некоторые ткани и патологическое образования имеют близкие по значению T₁, но разные значения T₂, использование отображающих последовательности, производящих изображения с зависимостями от T₂, становится обоснованным. 

Временная диаграмма для спин-эхо отображающей последовательности имеет графы для РЧ импульсов, градиентов в магнитном поле и сигнала.  Срез-селектирующий 90^o-импульс применяется вместе со срез-селектирующим градиентом.  После прохождения периода времени, равного TE/2, следуют срез-селектирующий 180^o-импульс вместе со срез-селектирующим градиентом. Фазо-кодирующий градиент применяется между 90^o- и 180^o- импульсами. Как и в предыдущей отображающей последовательности, фазо-кодирующий градиент изменяется по 128 или 256 значениям междуG_m и -G_m.  Фазо-кодирующий градиент может применяться после 180^o-импульса, однако, если мы хотим уменьшить период TE, импульс применяется между 90^o- и 180^o- РЧ импульсами. 

Частотно-кодирующий градиент применяется после 180^o-импульса, во время регистрации эхо.  Регистрируемый сигнал является эхо. Спад свободной индукции, который наблюдается после каждого 90^o-импульса, никак не используется. Между 90^o- и 180^o- импульсами применяется один дополнительный градиент. Этот градиент направлен так же, как и частотно-кодирующий градиент. Он расфазировывает спины так, что они возвращаются в одну фазу в самом центре эхо. Этот градиент оказывает такой эффект, что к началу регистрации эхо сигнал будет находиться на краю k-пространства.

Вся последовательность повторяется каждые TR секунд до тех пор, пока не будут записаны все шаги фазового кодирования.

инверсия-восстановление

Рассмотрим последовательность инверсии-восстановления, в которой для регистрации намагниченности используется спин-эхо последовательность. РЧ импульсы - 180-90-180. Последовательность инверсии восстановления, в которой используется 90-FID регистрация сигнала, похожа, с тем исключением, что 90-FID заменяется на спин-эхо часть последовательности.

Временная диаграмма для отображающей последовательности инверсии-восстановления имеет графы для РЧ импульсов, градиентов в магнитном поле и сигнала. Срез-селектирующий 180^o-импульс применяется вместе со срез-селектирующим градиентом. После прохождения периода времени равного TI, применяется спин-эхо последовательность. 

Оставшаяся часть последовательности эквивалентна спин-эхо последовательности. Эта часть спин-эхо регистрируется как намагниченность во время TI после первого 180^o-импульса. (Вместо спин-эхо может быть использована 90-FID последовательность). Все РЧ импульсы в последовательности спин-эхо являются импульсами выбора среза. РЧ импульсы применяются вместе с градиентами выбора среза. Между 90^o- и 180^o- импульсами следует фазо-кодирующий градиент. Фазо-кодирующий градиент изменяется, принимая 128 или 256 значений между G_m и -G_m.

Фазо-кодирующий градиент не может быть применен после первого 180^o-импульса, так как на этом этапе еще нет поперечной намагниченности, фазу которой надо было бы кодировать. Частотно-кодирующий градиент применяется за вторым 180^o-импульсом, и в это время регистрируется эхо.

Эхо регистрируется как сигнал. После 90^o-импульса FID не используется. Расфазирующий градиент следует между 90^o- и 180^o- импульсами для установки начала получения сигнала на край k-пространства, как это было описано в разделе спин-эхо томографии. Вся последовательность повторяется каждые TR секунд.

градиентное эхо

У всех ранее описываемых последовательностей есть один существенный недостаток. Для максимального сигнала им всем необходима поперечная намагниченность, которая бы приходила в свое равновесное состояние вдоль оси Z до повторения последовательности. При большом T₁ это может существенно удлинять время отображающей последовательности. Если же намагниченность восстанавливается в равновесие не полностью, сигнал слабее, чем если бы происходило полное восстановление. Если намагниченность повернута на угол , меньший чем 90^o, ее компонент M_z приходит в равновесие гораздо быстрее, но сигнал будет слабее, поскольку он будет пропорционален 

Sin. Поэтому приходится жертвовать сигналом ради времени сканирования. В некоторых случаях собирается и усредняется несколько изображений для восстановления потерянного сигнала.

Последовательность градиентного эхо является применением этих принципов. Здесь представлена ее временная диаграмма. В отображающей последовательности градиентное эхо на объект воздействует срез-селектирующий РЧ импульс. Этот РЧ импульс обычно производит поворот на угол между 10^o и 90^o. Срез-селектирующий градиент применяется вместе с РЧ импульсом. 

Далее следует фазо-кодирующий градиент. Как и в других последовательностях фазо-кодирующий градиент меняется между G_m и -G_m по 128 или 256 значениям. 

Рафазирующий частотно-кодирующий градиент применяется одновременно с фазо-кодирующим градиентом для того, чтобы заставить спины находиться в фазе в середине периода сбора данных. Этот градиент противоположен по знаку, включенному во время регистрации сигнала, частотно-кодирующему градиенту. Эхо получается во время включения частотно-кодирующего градиента потому, что этот градиент расфокусировывает расфазировку, которая проявляется вследствие расфазирующего градиента. 

Период времени, называемый временем эхо (echo time - TE) определяется как время между началом РЧ импульса и максимумом сигнала. Последовательность повторяется каждые TR секунд. Период TR может быть очень мал (десятки миллисекунд).

Билет 7.

Методы получения изображений в системах РЕНТГЕНОДИАГНОСТИКи

(РЕНТГЕНОЛОГИЯ)

Практически во всех медицинских учреждениях широко используются аппараты для рентгенологического исследования. Рентгеновские установки просты, надежны, экономичны. Именно эти системы по-прежнему служат основой для диагностики травм скелета, болезней легких, почек и пищеварительного канала. Кроме того, рентгеновский метод играет важную роль при выполнении различных интервенционных вмешательств (как диагностических, так и лечебных).