Цифровой приёмник рентгеновского излучения

Изобретение относится к рентгенотехнике и может быть использовано при создании цифровых рентгенодиагностических аппаратов медицинского и промышленного назначения. Заявленный цифровой рентгеновский приемник содержит светонепроницаемый корпус, рентгеновский экран, зеркало, фоточувствительную камеру со светосильным объективом и механическую систему, позволяющую регулировать пространственное положение фоточувствительной камеры относительно рентгеновского экрана с сохранением резкости проектируемого изображения. Механическая система содержит две линейные направляющие с каретками и реверсивный электропривод, связанный с каретками, причем на одной каретке установлена фоточувствительная камера, а вторая каретка и фокусирующее кольцо объектива соединены между собой тягой с цилиндрическими шарнирами на ее концах. Линейные направляющие установлены относительно друг друга под углом ϕ=arctg(b/c×2×tgα/2), где α - угол поворота фокусирующего кольца объектива; с - путь перемещения камеры; b - кратчайшее расстояние от центра фокусирующего кольца объектива до тяги. Технический результат - повышение информативности воспроизводимых изображений и снижение дозовой нагрузки на объект диагностики. 3 з.п ф-лы, 1 ил.

 

Предлагаемое изобретение относится к рентгенотехнике и может быть использовано при создании цифровых рентгенодиагностических аппаратов медицинского и промышленного назначения.

Цифровые рентгеновские приемники, создаваемые на базе рентгеновских электронно-оптических преобразователей (РЭОП), обладают достаточно высокими техническими параметрами, что подтверждается их широким применением в медицинской практике до настоящего времени. Эти приемники обеспечивают возможность работы аппаратов, как в рентгенографическом, так и рентгеноскопическом режимах при минимальных дозовых нагрузках объектов диагностики. /1, стр. 37-38/.

Недостатки этих приемников заключаются в том, что они имеют сложную электровакуумную конструкцию, ограниченный размер рабочего поля, большую массу и высокое напряжение питания, что обусловило необходимость их замены более совершенными изделиями.

В настоящее время на смену приемникам на базе РЭОП приходят два класса твердотельных плоскопанельных детекторов. К первому классу относят детекторы с матрицей фотодиодов на аморфном кремнии, выполняемых по TFT (Thin Film Transistor) технологии, которые нашли применение в рентгенографических аппаратах. Второй класс детекторов выполняется по КМОП (комплементарный металл - оксидный полупроводник, по англ. - CMOS) технологии и могут использоваться как в рентгенографическом, так и в рентгеноскопическом режимах /2, стр. 8-10/.

Недостатки этих приемников заключаются в том, что детекторы, выполненные по TFT технологии, по своим временным параметрам и квантовой эффективности могут быть использованы только в рентгенографическом режиме. Детекторы, выполненные по КМОП технологии, могут использоваться как в рентгенографическом, так и в рентгеноскопическом режимах, но они имеют ограниченный размер рабочего поля. Оба типа этих детекторов имеют очень высокую стоимость из-за сложной технологии их производства.

Известен приемник рентгеновского излучения, содержащий светонепроницаемый корпус, рентгеновский экран, блок объективов и фотоприемников с блендами, количество и расположение которых соответствуют количеству объективов и оптоэлектронных преобразователей. Приемник также содержит ряд дополнительных конструктивных элементов, выполненных из свето - и рентгенонепроницаемых и светопрозрачных материалов, предназначенных для радиационной защиты фотоприемников и уменьшения паразитных световых потоков между соседними фотоприемниками, возникающими за счет частично перекрывающихся полей зрения /3/.

Основной недостаток этого приемника заключается в его сложном конструктивном исполнении, высокой стоимости его многоканального исполнения, сложности коррекции геометрических искажений и «сшивания» фрагментарных видеосигналов в целостные выходные видеосигналы.

Наиболее близким к заявляемому техническому решению является приемник, содержащий светонепроницаемый корпус, в котором размещены рентгеновский экран, зеркало и фоточувствительная камера со светосильным объективом. Этот приемник наиболее доступен по цене, т.к. он построен по одноканальной схеме - «экран - оптика - ПЗС матрица» /4, стр. 130-135, Рис. 5.8. Функциональная схема приемника экран -оптика - ПЗС - матрица. Рис. 5.10. Электронно-оптический блок КФЦ. б - КФЦ «Аура» фирмы «Рентген-пром» /. В связи с доступностью комплектующих элементов и простоте схемы построения приемника, он нашел достаточно широкое применение в отечественных медицинских аппаратах.

Основной его недостаток определяется большими световыми потерями при передаче изображения с рентгеновского экрана на фоточувствительную камеру, что приводит к повышенной дозе облучения объекта диагностики /5, стр. 117/.

Целью предполагаемого изобретения является повышение информативности воспроизводимых изображений и снижение дозовой нагрузки на пациента.

Поставленная цель предполагаемого изобретения достигается изменением масштаба переноса рентгеновского изображения на фоточувствительную поверхность камеры. Для этого в светонепроницаемый корпус цифрового приемника, в котором размещены рентгеновский экран, зеркало и фоточувствительная камера со светосильным объективом, введены две линейные направляющие с каретками и реверсивный электропривод, связанный с каретками, причем на одной каретке установлена фоточувствительная камера, а вторая каретка и фокусирующее кольцо объектива соединены между собой тягой с цилиндрическими шарнирами на ее концах.

Известно, что увеличение коэффициента масштабирования, т.е. увеличение отношения фоточувствительной площади матрицы, которая применена в камере, к площади рентгеновского экрана, приводит к уменьшению световых потерь /4, стр. 118, формула 5-4/. Принятая схема приемника, дополненная механизмом с реверсивным электроприводом (см. фиг. 1), позволяет для каждой диагностической задачи оперативно выбирать оптимальный коэффициент масштабирования и тем самым получать необходимую информацию при меньшей дозовой нагрузке на пациента по сравнению с прототипом. Например, на данный момент принято, что для диагностики органов грудной клетки рабочее поле приемника должно быть не менее 430×430 мм, а пространственное разрешение воспроизводимого изображения 2-2,5 п.л./мм /6, стр. 56-58/. При диагностике костной структуры, рабочее поле приемника может быть значительно меньше, но пространственное разрешение изображения должно быть не менее 4 п.л./мм. Для достижения такого высокого разрешения изображений, в известных приемниках применяют фоточувствительные камеры с общим числом пикселей, приближающимся к 4000×4000, что ограничивает размеры площадей пикселей, а, следовательно, и чувствительность приемника. Поскольку для диагностики грудной клетки достаточно разрешения 2÷2,5 п.л./мм /4/, то в предлагаемой схеме приемника может быть применена фоточувствительная камера с меньшим числом пикселей, но с большим размером их площадей, что позволит повысить чувствительность приемника и, соответственно, снизить дозовую нагрузку на пациента. Если, например, для приемника с рабочим полем 430×430 мм применить камеру с 2048×2048 пикселями, то это позволит воспроизводить рентгенограммы с пространственным разрешением 2,38 п.л./мм. Площадь пикселей при этом может быть увеличена в 3.8 разапо сравнению с камерой, имеющей количество пикселей 4000×4000 при таком же размере используемой матрицы. При этом на выявляемую неоднородность площадью 1 мм² будет приходиться более 20 пикселей, что в полной мере удовлетворит рекомендациям, изложенным в работе /6, стр. 56-58/. При диагностике костной структуры, когда требуется более высокое пространственное разрешение, рабочее поле приемника можно уменьшить, скажем, в два раза, что позволит воспроизводить рентгенограмм с пространственным разрешением до 4,7 п.л./мм. Отношение сигнала к шуму при этом сохранится неизменным за счет увеличения коэффициента передачи светового потока. Цифровой приемник с рабочим полем размером 215×215 мм по площади будет соответствовать 12 дюймовому РЭОПу, который широко применяется в серийно выпускаемых медицинских рентгеновских аппаратах. Следовательно, приемник с изменяющимся масштабом переноса рентгеновского изображения на фоточувствительную поверхность камеры будет соответствовать всем предъявляемым требованиям по размерам рабочих полей и пространственному разрешению воспроизводимых изображений. Он может быть использован как для диагностики объектов больших размеров с воспроизведением пространственных частот не менее 2,2 п.л./мм, так и для диагностики объектов меньших размеров с воспроизведением частот до 4,6 п.л./мм. Для сохранения резкости воспроизводимых изображений при изменении масштаба переноса, в корпус приемника введена механическая система автоматической подстройки фокуса объектива. Действие системы подстройки будет понятна из описания работы приемника, схема которого представлена на фиг. 1.

Проведенные патентные исследования не выявили цифрового приемника с аналогичным механизмом изменения масштаба переноса изображения и с автоматической подстройкой его резкости. Такое решение не следует явным образом и из известных источников информации, а это значит, что оно соответствует критериям «новизна» и «изобретательский уровень».

На фиг. 1 показана конструктивная компоновка и кинематическая схема предлагаемого цифрового приемника рентгеновского излучения.

Приемник содержит светонепроницаемый корпус 1, рентгеновский экран 2, зеркало 3, фоточувствительную камеру 4, светосильный объектив 5, первую линейную направляющую 6 с кареткой 7, вторую линейную направляющую 8 с кареткой 9, тягу 10, два цилиндрических шарнира 11, фокусирующее кольцо объектива 12, шариковинтовую передачу 13, реверсивный электропривод 14, цилиндрическую кинематическую пару 15.

Приемник работает следующим образом. При диагностике органов грудной клетки и других крупноразмерных объектов, фоточувствительную камеру 4 со светосильным объективом 5 с помощью реверсивного электропривода 14 перемещают в положение А, где она на фиг. 1 отображена сплошными линиями. Одновременно с перемещением каретки 7 перемещается и каретка 9 за счет их сцепления с помощью цилиндрической кинематической пары 15. За счет наклона второй направляющей 8 относительно первой направляющей 6 тяга 10 поворачивает фокусирующее кольцо объектива 12, в результате чего сохраняется настройка резкости изображения. В этом положении все изображение с рентгеновского экрана проецируется на фоточувствительную поверхность камеры. Регистрация рентгеновского изображения начинается с приходом стартового импульса на вход камеры 4.

Угол наклона второй направляющей относительно первой определяется по формуле:

ϕ=arctg (b/c×2×tg α/2), где α - необходимый угол поворота фокусирующего кольца объектива; с - путь перемещения камеры; b - кратчайшее расстояние от центра фокусирующего кольца 12 до тяги 10.

Перевод приемника в режим повышенного пространственного разрешения осуществляют путем увеличения масштаба переноса рентгеновского изображения на фоточувствительную поверхность камеры 4. Для этого камеру 4 со светосильным объективом 5, с помощью реверсивного электропривода 14, смещают к зеркалу 3 (положение В). В этом положении на всю фоточувствительную поверхность камеры проецируется только часть рентгеновского изображения, в результате чего повышается пространственное разрешение воспроизводимых изображений. Автоматическая подстройка резкости изображения осуществляется одновременно с перемещением камеры 4 путем поворота тягой 10 фокусирующего кольца 12 объектива 5.

Экспериментальная проверка параметров макета приемника проводилась на специальном стенде с использованием рентгеновского излучателя типа РИД-1 и фоточувствительной камеры с 2048×2048 пикселей. Результаты испытаний показали следующие результаты. При рентгеновском экране 430×430 мм пространственное разрешение воспроизводимых изображений составило 2.2 п.л./мм, а контрастная чувствительность 1% при дозе в плоскости приемника равной 0.35 мР. При рентгеновском экране 215×215 мм разрешение составило 4.3 п.л./мм, а контрастная чувствительность 1% при дозе равной 0.4 мР.

Таким образом, результаты измерений подтвердили правильность выбора схемы цифрового приемника рентгеновского излучения, эффективность его работы и, как следствие, повышение информативности воспроизводимых изображений и снижение дозовой нагрузки на пациента.

Источники информации

1. Вейп Ю.А., Мазуров А.И. Универсальные цифровые приемники рентгеновских изображений // Медицинская техника. 2009. №5.

2. Вейп Ю.А., Мазуров А.И, Элинсон М.Б. Цифровые рентгеновские аппараты на плоскопанельных детекторах // Сборник трудов 2-я Всероссийская научно-практическая конференции производителей рентгеновской техники, 27 ноября 2015. С-Петербург: Изд-во СПбГЭТУ «ЛЭТИ».

3. Мирошниченко С.И. и др. Приемник рентгеновского излучения. Патент РФ 2284089 от 10.11.2004.

4. Основы рентгенодиагностической техники. Под редакцией Н.Н. Блинова. - М.: Медицина, 2002.

5. Рентгеновские диагностические аппараты. Под редакцией Н.Н. Блинова и Б.И. Леонова. -М.2001.

6. А.И. Мазуров, М.Б. Элинсон. Оптимизация разрешающей способности цифровых флюорографов // Радиология-Практика. 2004, №4.

1. Цифровой приемник рентгеновского излучения, содержащий светонепроницаемый корпус, в котором размещены рентгеновский экран, зеркало и фоточувствительная камера со светосильным объективом, отличающийся тем, что в его корпус дополнительно введены две линейные направляющие с каретками и реверсивный электропривод, причем на одной каретке установлена фоточувствительная камера, а вторая каретка и фокусирующее кольцо светосильного объектива соединены между собой тягой с цилиндрическими шарнирами на ее концах.

2. Приемник по п. 1, отличающийся тем, что линейные направляющие установлены относительно друг друга под углом ϕ=arctg(b/c×2×tgα/2), где α - угол поворота фокального кольца объектива; с - путь перемещения камеры; b - кратчайшее расстояние от центра фокусирующего кольца объектива до тяги.

3. Приемник по п. 1, отличающийся тем, что реверсивный электропривод связан с шариковинтовой передачей.

4. Приемник по п. 1, отличающийся тем, что каретки линейных направляющих связаны между собой с помощью цилиндрической кинематической пары.