Миллиампер в секунду в рентгенологии: Экспозиция и выдержка при рентгенографии Медицина рентгенология

Экспозиция и выдержка при рентгенографии Медицина рентгенология

Экспозицией в рентгенотехнике условно называют количество электрической энергии, прошедшей через рентгеновскую трубку за время съемки, измеряемое в милликулонах или в миллиампер секундах (см.).

Выдержкой называется промежуток времени, в течение которого рентгеновская пленка подвергается непрерывному действию облучения. В медицинской рентгенотехнике выдержка обычно измеряется секундами или долями секунд.

Поскольку экспозиция представляет произведение силы тока, выраженного в миллиамперах, на выдержку, выраженную в секундах, можно считать, что при прочих равных условиях рентгенофотографический эффект будет одинаковым как при токе через трубку в 10 ма в течение 10 сек., так и при токе в 100 ма в течение 1 сек., так как в обоих случаях экспозиция одинакова и равна 100 ма/сек. Практически же в последнем случае, особенно при маломощной питающей электрической сети, вследствие увеличения силы тока произойдет падение напряжения большее, чем в первом случае, что вызовет уменьшение жесткости излучения, и экспозиция окажется недостаточной. Поэтому при работе на маломощных электрических сетях и маломощных рентгеновских аппаратах следует избегать больших нагрузок на рентгеновскую трубку, компенсируя малые токи соответствующим увеличением напряжения и выдержки.

Существенным фактором, влияющим на формирование изображения при рентгенографии, является жесткость излучения, т. е. его проникающая способность, практически определяемая напряжением на рентгеновской трубке,   измеряемым   в  киловольтах.

Многие авторы (Эшбах, Янкер и др.) вместо абсолютных значений экспозиции пользуются так называемыми коэффициентами экспозиций (множителями), исходя из экспозиции, необходимой для получения хорошего снимка лучезапястного сустава в ладонной проекции, принимая эту экспозицию за единицу. При этом для расчета экспозиции при рентгенографии прочих объектов при тех же технических условиях следует пользоваться коэффициентами, приведенными в таблице 1.

Приведенные множители не являются исчерпывающими, так как в действительности приходится делать снимки на пленках разной чувствительности, при различных режимах жесткости излучения, с применением отсеивающей решетки и без нее, а также при различных фокусных расстояниях.

Рис. 2. Схема проекции рентгеновского изображения при обычной рентгенографии (1) и телерентгенографии (2): С — сердце.

При рентгенографии с малым фокусным расстоянием изображение на рентгенограмме получается увеличенным вследствие расхождения лучей. Чтобы получить размеры изображения, близкие к истинным, производят рентгенографию с большим фокусным расстоянием порядка 150—200 см — телерентгенографию (рис. 2). При этом направление лучей приближается к параллельному  и  размеры изображения соответствуют размерам объекта исследования. Это особенно важно при рентгенографии сердца, когда необходимо знать его истинные размеры. При рентгенографии ограниченных участков в специальных проекциях производят так называемые прицельные снимки.

Исходя из того, что величина экспозиции пропорциональна квадрату фокусного расстояния, следует при изменении фокусного расстояния пользоваться следующим поправочным коэффициентом (таблица 2).

Поправочный коэффициент при изменении чувствительности пленки, выраженный в обратных рентгенах (ор), указан в таблице 3.

Таблица 1

Объекты рентгенографии

Коэффициенты экспозиций

Пальцы кисти Пальцы стопы Лучезапястный сустав боковой проекции Стопа и локтевой сустав в прямой проекции Стопа и локтевой сустав в боковой проекции Голень и голеностопный сустав Коленный сустав Бедро, шейные позвонки Таз, тазобедренный сустав Плечо, плечевой сустав Грудные позвонки в прямой проекции Грудные позвонки в боковой проекции Легкие, сердце в прямой проекции Гортань, трахея Скелет грудной клетки в прямой проекции Желудок, почки, желчный пузырь Череп в боковой проекции Череп в прямой проекции Поясничные и крестцовые позвонки в прямой проекции Поясничные и крестцовые  позвонки  в боковой проекции

0,5 0. 75 1,8 3,0 5,0 5,0 7,0 12,0 24,0—30,0 6,0—10,0 15,0 20,0 2,5-3,0 3,0 10,0 20,0 15,0 30,0 30,0 100,0

При средних значениях жесткости, выраженных в киловольтах, можно считать, что увеличение жесткости на 10 кв позволяет сократить экспозицию в 2 раза, а увеличение на 15 кв — в 3 раза.

Снимки с отсеивающей решеткой требуют увеличения жесткости излучения на 25% или увеличения экспозиции в 3 раза.

Поправки на возраст производятся введением поправочных коэффициентов (таблица 4).

При снимках тучных или очень худых людей следует на каждый сантиметр увеличения (или уменьшения) толщины против обычной соответственно увеличивать (или уменьшать) экспозицию на 25% или напряжение на 2,5 кв.

Пример: допустим, что для рентгенографии лучезапястного сустава установлена экспозиция 10 ма/сек при жесткости 50 кв и фокусном расстоянии 70 см. Тогда для снимка черепа в прямой проекции (коэф. 30,0) с отсеивающей решеткой (коэф. 3,0) при фокусном расстоянии 100 см (коэф. 2,1) потребуется 10X30X3,0X2,1 = 1890 ма/сек. Увеличив жесткость с 50 до 80 кв, можно сократить экспозицию в 9 раз. Таким образом, экспозиция для рентгенографии черепа при этих новых условиях составит 1890 : 9=210 ма/сек. Выдержка при этом должна соответствовать мощности рентгеновского аппарата. На мощном аппарате можно применить выдержку 2,1 сек. при 100 ма, а при маломощном аппарате лучше снизить нагрузку до 30 ма, применив выдержку 7 сек.

ГБОУДПОРО «ЦПК» — Ростов-на-Дону — Главная

Дистанционное обучение

Профессиональная переподготовка

Профессиональное обучение

Мастер-классы

Обучение педагогов, воспитателей

Обучение населения

9 мая — День Победы 2023

---

1 мая — Праздник Весны и Труда 2023

---

7 апреля – Всемирный день здоровья

---

8 Марта — Международный женский день

---

1 Марта — День иммунитета

---

23 февраля — День защитника Отечества

×

Ошибка

RuntimeException: Error decoding JSON data: Control character error, possibly incorrectly encoded in /var/www/cpk/data/www/cpkmed. ru/libraries/vendor/joomla/registry/src/Format/Json.php:78
Stack trace:
#0 /var/www/cpk/data/www/cpkmed.ru/libraries/vendor/joomla/registry/src/Registry.php(370): Joomla\Registry\Format\Json->stringToObject(‘{«show_title»:0…’, Array)
#1 /var/www/cpk/data/www/cpkmed.ru/libraries/vendor/joomla/registry/src/Registry.php(76): Joomla\Registry\Registry->loadString(‘{«show_title»:0…’)
#2 /var/www/cpk/data/www/cpkmed.ru/components/com_content/models/article.php(165): Joomla\Registry\Registry->__construct(‘{«show_title»:0…’)
#3 /var/www/cpk/data/www/cpkmed.ru/libraries/src/MVC/View/HtmlView.php(425): ContentModelArticle->getItem()
#4 /var/www/cpk/data/www/cpkmed.ru/components/com_content/views/article/view.html.php(42): Joomla\CMS\MVC\View\HtmlView->get(‘Item’)
#5 /var/www/cpk/data/www/cpkmed.ru/libraries/src/MVC/Controller/BaseController.php(672): ContentViewArticle->display()
#6 /var/www/cpk/data/www/cpkmed.ru/components/com_content/controller.php(118): Joomla\CMS\MVC\Controller\BaseController->display(true, Array)
#7 /var/www/cpk/data/www/cpkmed. ru/libraries/src/MVC/Controller/BaseController.php(710): ContentController->display()
#8 /var/www/cpk/data/www/cpkmed.ru/components/com_content/content.php(43): Joomla\CMS\MVC\Controller\BaseController->execute(»)
#9 /var/www/cpk/data/www/cpkmed.ru/libraries/src/Component/ComponentHelper.php(402): require_once(‘/var/www/cpk/da…’)
#10 /var/www/cpk/data/www/cpkmed.ru/libraries/src/Component/ComponentHelper.php(377): Joomla\CMS\Component\ComponentHelper::executeComponent(‘/var/www/cpk/da…’)
#11 /var/www/cpk/data/www/cpkmed.ru/libraries/src/Application/SiteApplication.php(194): Joomla\CMS\Component\ComponentHelper::renderComponent(‘com_content’)
#12 /var/www/cpk/data/www/cpkmed.ru/libraries/src/Application/SiteApplication.php(233): Joomla\CMS\Application\SiteApplication->dispatch()
#13 /var/www/cpk/data/www/cpkmed.ru/libraries/src/Application/CMSApplication.php(196): Joomla\CMS\Application\SiteApplication->doExecute()
#14 /var/www/cpk/data/www/cpkmed.ru/index.php(49): Joomla\CMS\Application\CMSApplication->execute()
#15 {main}

Разработка и поддержка сайта — АО «Региональный межотраслевой центр информации и технологий»

Процедуры получения рентгеновских изображений — StatPearls

Определение/Введение

Обычное получение рентгеновских лучей включает возбуждение металлического вольфрама для высвобождения фотонов. [1][2][3][4] Катодный луч используется для направления энергии во вращающийся анод из вольфрамовой нити. Высвобожденные в результате фотоны могут поглощаться или передаваться через тело, чтобы предоставить информацию о степени затухания. Эти градиенты затухания используются для восстановления изображения путем сопоставления количества первичных или возвращающихся фотонов, которые попадают на светочувствительную детекторную пластину и создают плоское изображение. Другие судьбы фотонов могут включать рассеяние, при котором фотоны отклоняются от детектора.[7]

В качестве альтернативы фотоны могут полностью поглощаться тканью.[8] Физические свойства ткани могут определять, будет ли энергия легче поглощаться, ослабляться или рассеиваться. В частности, плотность, толщина и атомный номер ткани изменяют траекторию и поглощение рентгеновских лучей.[9][10] Увеличение атомного номера, толщины и плотности может привести к ослаблению, поглощению и рассеянию фотонов в большей степени. Эти свойства создают контраст между различными тканями тела, позволяя разделить значения интенсивности и оценить потенциальную патологию.

Процедуры получения рентгеновских изображений сосредоточены на оптимизации настроек для получения надлежащего контраста между интересующими анатомическими структурами при ограничении шума и артефактов, которые могут отвлекать внимание от оценки изображения.[3] Часто приходится идти на компромисс, чтобы оптимизировать параметры визуализации при сохранении воздействия ионизирующего излучения на разумно достижимом низком уровне (ALARA). Важными аспектами определения соответствующего протокола в клинических условиях являются напряжение рентгеновской трубки (кВп), сила тока (мА) и время экспозиции (секунды).[11][12][13][14]

Проблемы, вызывающие озабоченность

Рентгеновское производство

кВп

Пик напряжения в киловольтах (кВп) представляет собой разность потенциалов, приложенных к рентгеновской трубке.[11][14] kVp прямо пропорциональна средней энергии создаваемого рентгеновского спектра, что называется качеством рентгеновского излучения. [14] kVp играет роль в корректировке степени проникновения и экспозиции при приобретении. Пенетрантность характеризуется количеством фотонов, достигающих рецептора изображения, чтобы различить различия между структурами. Например, при недоэкспонированных рентгенограммах грудной клетки, когда диафрагма не может быть визуализирована до пересечения с позвоночником, kVp можно увеличить, чтобы смягчить эту проблему. Адекватная пенетрантность обеспечивает возможность разделения определяемых представляющих интерес структур; последние достижения позволили изменить уровни цифровых окон для достижения того же эффекта. Изменения kVp влияют на дозу облучения, экспозицию и контраст. Кроме того, доза увеличивается пропорционально увеличению kVp. Интенсивность экспозиции удваивается на каждые 15% увеличения кВп, тогда как контраст уменьшается с увеличением кВп.[11]

В отличие от этого, это снижение в первую очередь связано с увеличением доли комптоновского рассеяния при более высоких значениях kVp. [7] Комптоновское рассеяние — один из двух основных методов взаимодействия рентгеновских лучей с веществом, второй — фотоэлектрический эффект. Повышенный коэффициент комптоновского рассеяния вносит избыточные фотоны, которые достигают рецептора изображения. В результате изображение становится переэкспонированным. Для достижения наилучших возможных результатов kVp увеличивают для достаточного облучения, но оставляют низким, чтобы свести к минимуму переоблучение и дозу облучения.

мАс

Миллиампер (мА) — это единица измерения силы тока, проходящего через рентгеновскую трубку. Ток определяет количество фотонов, производимых рентгеновской трубкой, также известное как количество рентгеновского излучения.[12] Еще одним фактором, влияющим на количество рентгеновского излучения, является общее время экспозиции, измеряемое в секундах. Ток и время воздействия часто сообщаются вместе, так что: ток (мА) x время (с) = миллиампер-секунды (мАс). Изменения mAs влияют на дозу облучения, отношение сигнал/шум (SNR) и контраст. [14] Увеличение mAs производит больше электронов в рентгеновской трубке и, следовательно, увеличивает количество радиационного облучения.[11] Высокие мАс увеличат SNR, но снизят контрастность изображения. Протоколы рентгеновской визуализации предназначены для оптимизации SNR при сохранении адекватного контраста и ограничении дозы облучения.

Факторы, влияющие на качество изображения

Контраст

Эффективное определение анатомии и предполагаемых патологий основано на идентификации и разделении различных типов тканей и границ. В рентгеновских изображениях контраст описывает количество относительных фотонов, которые могут пройти через ткань по сравнению с другой тканью. Это определяется величиной напряжения трубки (кВп) и используемой фильтрацией. И наоборот, увеличение мА не улучшает и не ухудшает контрастность, а способствует увеличению количества шума на изображении.[14] Выбор параметров с более низким значением kVp позволит добиться наилучшего разделения в заданном спектре интенсивностей и, следовательно, улучшить контрастность. Однако это всегда уравновешивается достижением достаточной экспозиции и проникновения. Другой метод, используемый для улучшения контраста с шумом, — это использование сетки для уменьшения рассеяния.[9]] Выбор сетки основан на модальности изображения (грудь, живот, череп), а коэффициенты расстояния между сетками способствуют уменьшению шума.

Искажение

Профили пучков и траектории фотонов также влияют на качество и характеристики изображения. Картины расходимости рентгеновских лучей можно описать фотонами, направленными линейно к центру, тогда как фотоны на периферии имеют тенденцию расширяться более радиально.[8] В результате анатомия, расположенная на периферии профиля луча и латеральнее центра, будет испытывать некоторую степень искажения. Однако некоторые обычно управляемые факторы могут ограничивать степень искажения изображения: центрирование, расстояние до приемника исходного изображения (SID) и расстояние до приемника изображения объекта (OID). Центрирование относится к расположению интересующей анатомической части на одной линии с центральной точкой рентгеновского снимка. SID — это расстояние между рентгеновской трубкой и приемником изображения, обратно пропорциональное увеличению/искажению. Другими словами, чем больше SID, тем меньше увеличение/искажение будет на изображении. Используемый стандартный SID (ref) установлен равным 100 см. OID — это расстояние между объектом (например, бедренной костью, животом) и рецептором изображения, которое прямо пропорционально увеличению. Чем больше OID, тем больше увеличение. Принимая во внимание все три фактора, наиболее оптимальным положением для рентгеновской визуализации было бы расположение интересующей анатомии в центре рентгеновского луча, луч на достаточном расстоянии от приемника изображения, а рецептор изображения как можно ближе. возможно для отображаемой анатомии.

Пестрый

Пятна, также известные как квантовый шум, представляют собой шум из-за случайного распределения и нечетного числа фотонов, достигающих детектора изображения.[16] Пятна вносят наибольший вклад в шум в обычном рентгеновском снимке; в основном это следствие изображений, полученных с низкими дозами облучения. [14] Шум создает зернистость изображения, тем самым нарушая однородность изображения. Пятнистость можно уменьшить, используя более высокий мА, что увеличит среднее количество фотонов и отношение сигнал/шум.[12]

Пространственное разрешение

Другим фактором, учитываемым при оценке качества изображения, является пространственное разрешение, которое определяется путем измерения наименьшего различимого расстояния между двумя отдельными линиями или ориентирами. Меньшее расстояние между парами линий связано с различением границ и более четкими изображениями с более высоким разрешением. Одной из изменяемых характеристик, которая может влиять на пространственное разрешение, является угол анода. Анодный угол — это соотношение между наклоном вольфрамового анода и падающим катодным лучом. Степень угла анода существенно влияет на размер генерируемого фокального пятна. Меньшие величины угла анода связаны с меньшим фокусом и изображением с лучшим пространственным разрешением. [11]

Лучевая фильтрация

Лучевая фильтрация относится к использованию материалов, поглощающих рентгеновское излучение (например, медь, алюминий, титан), помещаемых между рентгеновским лучом и пациентом для увеличения средней энергии фотонов за счет поглощения фотонов с меньшей энергией.[17] Эти низкоэнергетические фотоны снижают качество изображения, увеличивая степень рассеяния и излишне увеличивая дозу облучения пациента.[11] Фильтрация уменьшает комптоновское рассеяние и приводит к уменьшению количества рентгеновского излучения и повышению качества рентгеновского излучения. Клинические эффекты фильтрации луча включают увеличение контраста изображения за счет увеличения экспозиции пациента.[17]

Сетка

Уменьшение разброса в первую очередь достигается за счет использования сеток. Между пациентом и рецептором помещается сетка, состоящая из материала, поглощающего рентгеновские лучи (например, свинца), с промежутками из материала с низким ослаблением (например, углеродного волокна) [11]. Величина уменьшения рассеяния, обеспечиваемая сеткой, прямо пропорциональна соотношению между высотой сетки и промежутками, также известному как коэффициент сетки. Чем больше коэффициент сетки (например, 10:1, 12:1), тем больше степень уменьшения рассеяния, что также увеличивает контрастность изображения и дозу облучения пациента. Соотношение увеличения контраста изображения и дозы облучения пациента называется коэффициентом улучшения контраста и фактором Баки соответственно.[14]

Эффект пятки анода

Анодный пяточный эффект описывает явление градиента рентгеновского излучения относительно угла рентгеновского излучения к катоду. Количество испускаемых рентгеновских лучей обратно пропорционально углу излучения относительно катода.[11] Эта разница в производстве фотонов является следствием возбуждения вольфрама под поверхностью анода. Рентгеновские лучи, производимые анодом, должны пройти через материал, прежде чем испуститься. В результате меньше рентгеновских лучей производится в областях, где необходимо пройти больше материала. Рентгеновские лучи производятся с градиентом, при этом наибольшая сила луча находится ближе всего к катоду. Этот эффект более выражен при меньших углах анода; углы < 6° не рекомендуются в клинической практике из-за этого явления.[14]

Клиническое значение

Процедуры получения рентгеновских изображений используют баланс оптимизации изображения, контраста, искажения, шума и дозы облучения пациента. Однако это лишь некоторые из многих факторов, которые техники и рентгенологи должны учитывать при сканировании пациентов и выборе соответствующих протоколов. Часто эти настройки предлагают улучшение одного параметра изображения за счет другого. Например, устройства (например, фильтры, сетки) повышают контрастность изображения за счет увеличения дозы облучения пациента. Понимание этих параметров имеет центральное значение для понимания и использования рентгеновской визуализации в диагностической медицине. Это понимание демонстрирует дальнейшую полезность для интервенционистов в области радиологии, хирургии и медицины боли, которые используют рентгеновские изображения в режиме реального времени для руководства терапевтическими вмешательствами.

Ссылки

1.

Бун Дж.М., Зайберт Дж.А. Точный метод компьютерной генерации рентгеновских спектров вольфрамового анода от 30 до 140 кВ. мед. физ. 1997 ноябрь; 24 (11): 1661-70. [PubMed: 9394272]

2.

Такер Д.М., Барнс Г.Т., Чакраборти Д.П. Полуэмпирическая модель генерации рентгеновских спектров вольфрамовой мишени. мед. физ. 1991 март-апрель;18(2):211-8. [PubMed: 2046607]

3.

Зайберт Дж.А. Физика рентгеновской визуализации для технологов ядерной медицины. Часть 1: Основные принципы производства рентгеновских снимков. J Nucl Med Technol. 2004 сен; 32 (3): 139-47. [PubMed: 15347692]

4.

Зайберт Дж.А., Бун Дж.М. Физика рентгеновской визуализации для технологов ядерной медицины. Часть 2: Взаимодействие рентгеновских лучей и формирование изображения. J Nucl Med Technol. 2005 март; 33(1):3-18. [PubMed: 15731015]

5.

Спан М. Плоские детекторы и их клиническое применение. Евро Радиол. 2005 Сентябрь; 15 (9): 1934-47. [PubMed: 15806363]

6.

Касап С., Фрей Дж. Б., Белев Г., Тусиньян О., Мани Х., Гринспен Дж., Лаперьер Л., Бубон О., Резник А., ДеКрещенцо Г., Карим К. С., Роулендс Дж. А. Аморфные и поликристаллические фотопроводники для плоскопанельных рентгеновских датчиков прямого преобразования. Датчики (Базель). 2011;11(5):5112-57. [Бесплатная статья PMC: PMC3231396] [PubMed: 22163893]

7.

Карлссон Г.А., Карлссон К.А., Берггрен К.Ф., Рибберфорс Р. Расчет сечений рассеяния для повышения точности в диагностической радиологии. I. Энергетическое уширение комптоновских фотонов. мед. физ. 1982, ноябрь-декабрь; 9(6):868-79. [PubMed: 7162473]

8.

Хайдок Г., Яо Дж., Баттиста Дж.Дж., Каннингем И.А. Свойства передачи сигнала и шума фотоэлектрических взаимодействий в диагностических детекторах рентгеновского изображения. мед. физ. 2006 г., 33 октября (10): 3601-20. [В паблике: 17089826]

9.

Резерфорд Р.А., Пуллан Б.Р., Ишервуд И. Рентгеновские энергии для эффективного определения атомного номера. Нейрорадиология. 1976;11(1):23-8. [PubMed: 934469]

10.

Забинский С.И., Рер Дж.Дж., Анкудинов А., Альберс Р.К., Эллер М.Дж. Многократные расчеты рентгеновских спектров поглощения. Phys Rev B Condens Matter. 1995 г., 15 июля; 52 (4): 2995-3009. [PubMed: 9981373]

11.

Тоннессен Б.Х., Фунтс Л. Радиационная физика. J Vasc Surg. 2011 Январь; 53 (1 Приложение): 6S-8S. [В паблике: 20869192]

12.

McCollough CH. Учебник по физике AAPM/RSNA для резидентов. Рентгеновское производство. Рентгенография. 1997 г., июль-август; 17(4):967-84. [PubMed: 9225393]

13.

Николофф Э.Л., Берман Х.Л. Факторы, влияющие на рентгеновские спектры. Рентгенография. 1993 ноябрь; 13(6):1337-48. [PubMed: 8290728]

14.

Худа В., Абрахамс Р.Б. Радиографические методы, контраст и шум в рентгеновском изображении. AJR Am J Рентгенол. 2015 г., февраль; 204(2):W126-31. [В паблике: 25615772]

15.

Secrest S, Nagy J, Kneller S. Артефакт рентгенографического искажения круговых внешних фиксаторов. J Am Anim Hosp Assoc. 2015 май-июнь;51(3):143-7. [PubMed: 25955137]

16.

Махеш М. Основная физика медицинской визуализации, третье издание. мед. физ. 2013 Jul;40(7) [PubMed: 28524933]

17.

Brosi P, Stuessi A, Verdun FR, Vock P, Wolf R. Медная фильтрация в педиатрической цифровой рентгенографии: ее влияние на качество изображения и доза. Радиол Физ Техн. 2011 июль;4(2):148-55. [В паблике: 21431385]

Плюсы и минусы рентгеновской техники и дозы облучения в цифровом мире

Каждая компания, производящая цифровую рентгенографию (DR), предоставляет технологическую схему со своими панелями. Эти рентгеновские предписания эволюционировали с течением времени со времен пленки, и по мере того, как панели DR развивались, чтобы быть более чувствительными. Скорее всего, компания DR потратила немало времени на тестирование и оптимизацию этих методов, чтобы обеспечить наилучшее качество изображения для своих панелей. Но что ТАКОЕ эти регуляторы (кВп и мАс) и как они влияют на качество изображения для пациентов различных видов и размеров? И каковы последствия для дозы пациента, дозы персонала и дозы панели?

• Рентгеновские лучи и способы их получения
• Поворот ручек: кВп и мАс
• Доза облучения пациентов и персонала
• Чувствительность панели DR

Рентгеновские лучи и способы их получения
Проще говоря, диагностические рентгеновские лучи производятся путем ускорения электронов при высоком напряжении и бомбардировки ими мишени из тяжелого металла (обычно вольфрама). Энергия этих сталкивающихся электронов преобразуется в спектр рентгеновских лучей.
Это происходит внутри рентгеновской трубки. Знакомая настройка «kVp» — это то, что управляет этим высоким напряжением и результирующей энергией рентгеновских лучей.

Пиковое значение этого большого напряжения между катодом и анодом — это то, что мы называем кВп (кВ — это киловольты, а р — это пик). Это определяет максимальную энергию электронов, когда они сталкиваются с анодной мишенью, и, в свою очередь, максимальную энергию создаваемого рентгеновского излучения. Таким образом, для трубки на 90 кВ максимальная энергия рентгеновского излучения составляет 90 кэВ (килоэлектрон-вольт).

Но не все рентгеновские лучи имеют такую ​​пиковую энергию. На самом деле большинство из них этого не делает. Спектр создаваемых рентгеновских лучей находится в диапазоне от 0 до максимума независимо от настройки kVp. Средняя энергия рентгеновского излучения составляет всего от 1/3 до 1/2 кВп, включая некоторую внутреннюю фильтрацию действительно низкоэнергетического рентгеновского излучения. В конце концов, установка kVp определяет энергетический профиль рентгеновского излучения, что, собственно, и интересует нас больше всего.

Этот энергетический профиль важен, поскольку он определяет общее проникновение рентгеновских лучей. Для объема этой статьи достаточно сказать, что рентгеновские лучи более высокой энергии с меньшей вероятностью будут поглощаться и, следовательно, глубже проникать в ткани.

Ток (миллиампер, мА) просто относится к числу электронов, используемых за время воздействия во всем этом процессе (т. е. продолжительность времени в миллисекундах, в течение которого кВп включен, соединяя катод с анодом). Произведение тока (мА) и времени воздействия (секунды) представляет собой знакомый нам мАс и переводится в число рентгеновских лучей, производимых в секунду. Для заданного времени воздействия мАс (сила тока, умноженная на время) дает количество рентгеновских лучей, использованных во время этого воздействия.

Поворот ручек: кВп и мАс
Так что же такого в рентгенографическом изображении, которое вы собираетесь сделать, что заставило бы вас увеличить или уменьшить любой из этих параметров? Ответ: размер пациента и интересующая часть тела (грудная клетка, брюшная полость или опорно-двигательный аппарат).

Во времена пленочной рентгенографии для получения последовательного рентгенографического облучения от пациента к пациенту и от части тела к части тела требовались подробные технологические схемы. Эти технологические карты диктовали постепенные изменения kVp в зависимости от толщины тела пациента. Например, на каждый сантиметр (см) толщины необходимо было изменение 2-4 кВп. Кроме того, используемый диапазон kVp зависел от интересующей части тела. Например, при торакальной методике будет использоваться относительно высокий диапазон кВп с относительно низким значением мАс (например, 80–110 кВп и 3 мАс), что необходимо для повышения видимости легочных кровеносных сосудов. Рентгенография костей находилась на другом конце спектра кВп и мАс (например, 50–70 кВп и 10–15 мАс), что позволяло поглощать больше менее энергичных рентгеновских лучей, создавая мелкие детали костей. Абдоминальные методики находились в среднем диапазоне как для kVp, так и для mAs.

Главный вывод заключается в том, что для получения рентгенограмм стабильного качества требовались довольно точные методы экспонирования. Невыполнение этого требования привело к множеству повторных снимков за счет неэффективного использования времени и увеличения рентгеновского облучения пациентов и персонала.

Современный мир цифровой радиологии полностью упростил этот процесс, в то же время создавая точные и высококачественные диагностические изображения. На самом деле, самые современные системы DR с новыми более чувствительными панелями объединили свои технические схемы, чтобы разделить большинство вариантов анатомии только на две категории: череп/конечности (то есть наименьшие анатомии, окруженные воздухом) и «все остальное». . Затем вы просто немного увеличиваете технику по мере увеличения размера пациента (обычно в зависимости от веса).

Доза для пациентов и персонала
Дозу сложно рассчитать, не делая большого количества предположений о расстоянии от рентгеновского аппарата до пациента и детектора. Но хорошее эмпирическое правило заключается в том, что доза пациента квадратично пропорциональна настройке kVp и линейно пропорциональна настройке мАс. Ждать! Что!? На английском пожалуйста!! Начнем с mAs, так как его количественная природа должна быть интуитивно понятной. Если вы удвоите количество используемых рентгеновских лучей (помните, что именно это представляет mAs), вы удвоите дозу облучения пациента. Простой. Но для установки kVp доза для пациента увеличивается пропорционально квадрату kVp: увеличение kVp на 20% (скажем, со 100 до 120 kVp) увеличивает дозу примерно на 44%. 92 x (5/15) = 42%, что означает, что Метод А дает на 42% меньшую дозу.

Доза в виде рассеянного излучения для вашего персонала пропорциональна, но НА ПОРЯДКИ меньше дозы облучения пациента. Так что да, немного более высокая техника рентгеновского излучения обеспечит немного большее рассеяние излучения от пациента (и, возможно, от вашего персонала). Но любой рентгенолог (или специалист по радиационной безопасности) скажет вам, что ничто из этого не сравнится с радиацией, которую вы можете избавить своих сотрудников, внедрив основные протоколы радиационной безопасности.