СПОСОБ ПОЛУЧЕНИЯ ТРАНСМИССИОННЫХ РЕНТГЕНОВСКИХ ТОМОГРАММ Российский патент 2003 года по МПК A61B6/03 G01N23/223 

Изобретение относится к трансмиссионной вычислительной томографии, а именно к способам восстановления структур отдельных слоев объекта контроля по набору многоракурсных проекций каждого исследуемого слоя.

Известен способ получения трансмиссионных рентгеновских томограмм (Технические средства медицинской интроскопии /Под ред. Б.И. Леонова. М.: Медицина, 1989. С.167-182), включающий просвечивание исследуемого слоя объекта исходящим от рентгеновского источника плоским пучком рентгеновского излучения постоянной толщины под разными углами, формирование цифровых обратных проекций, восстановление с помощью компьютера по цифровым обратным проекциям изображения исследуемого слоя и отображение его на экране монитора.

Недостатком данного способа является то, что формирование цифровых обратных проекций осуществляется по теневым проекциям исследуемого слоя, получаемым с помощью большого числа (до 1000) сцинциляционных детекторов, имеющих в своем составе громоздкие фотоэлектронные умножители, что определяет сложность и большие габариты томографов. Кроме того, для получения по теневым проекциям обратных цифровых проекций требуется выполнение большого числа вычислений, что уменьшает скорость получения изображения исследуемого слоя.

Прототипом изобретения является способ получения трансмиссионных томограмм (Приборы для неразрушающего контроля материалов и изделий. Справочник. T. 1/ Под ред. В.В.Клюева. М.: Машиностроение, 1986. С.460-469), включающий просвечивание исследуемого слоя объекта плоским лучом рентгеновского излучения постоянной толщины при всех значениях угла просвечивания, формирование цифровых обратных проекций, восстановление по ним посредством компьютера изображения исследуемого слоя и отображение его на экране монитора. Причем формирование обратных цифровых проекций в данном способе осуществляется по информации о теневых проекциях исследуемого слоя, полученных с помощью сцинциляционных детекторов с полупроводниковыми фотодиодами.

Недостатком такого способа является необходимость индивидуальной калибровки большого числа измерительных каналов (1000 и более), содержащих сцинциляционные детекторы с полупроводниковыми фотодиодами, а также необходимость выполнения большого числа вычислений, связанных с формированием цифровых обратных проекций по теневым проекциям исследуемого слоя, особенно при использовании веерного пучка рентгеновского излучения.

Задачей изобретения является упрощение технологии получения трансмиссионных рентгеновских томограмм.

Технический результат - увеличение скорости получения трансмиссионных компьютерных томограмм, а также упрощение конструкции, уменьшение размеров и стоимости компьютерных томографов.

Технический результат достигается тем, что в способе получения трансмиссионных рентгеновских томограмм, включающем просвечивание исследуемого слоя объекта плоским лучом рентгеновского излучения постоянной толщины при всех значениях угла просвечивания, формирование цифровых обратных проекций, восстановление по ним посредством компьютера изображения исследуемого слоя и отображение его на экране монитора, выходящий из исследуемого слоя пучок рентгеновского излучения направляют на чувствительный слой рентгеновского люминесцентного экрана, размещенного на фиксированном расстоянии от рентгеновского источника и под таким острым углом к плоскостям исследуемого слоя, что весь чувствительный слой экрана расположен в пределах толщины пучка рентгеновского излучения, а люминесцентное излучение чувствительного слоя экрана снимают через корректирующий оптический фильтр цифровой электронной фотокамерой, подключенной к компьютеру. При этом корректирующий оптический фильтр выполняют с убывающей с увеличением расстояния от рентгеновского источника оптической плотностью.

В способе получения трансмиссионных томограмм, используемом в качестве прототипа, который реализуется в современных компьютерных томографах, луч рентгеновского излучения разбивают с помощью коллиматора на несколько десятком или даже сотен тонких лучей, каждый из которых после выхода из объекта контроля направляют в индивидуальный детектор ренгенлучей и вызывает сигнал последнего. Этот сигнал усиливают индивидуальным усилителем, посылают в аналого-цифровой преобразователь, а затем в ЭВМ. Перечисленные элементы составляют один канал детектирования рентгенизлучения компьютерного томографа. Для получения корректных результатов каждый такой канал требует индивидуальной градуировки. При просвечивании исследуемого слоя объекта контроля при одном значении угла получают одну теневую проекцию исследуемого слоя в цифровой форме. Затем с помощью ЭВМ и сложных математических зависимостей (особенно при использовании веерного рентгеновского луча) [Приборы для неразрушающего контроля материалов и изделий. Справочник. T.1 /Под ред. В.В. Клюева. М.: Машиностроение, 1966. С.406-409] по этой теневой проекции формируют обратную цифровую проекцию. Эту процедуру повторяют при всех значениях угла просвечивания, а это требует значительных затрат машинного времени.

В предложенном способе используется иная последовательность операций, а именно оптическое изображение обратной проекции формируют непосредственно в момент просвечивания исследуемого слоя на люминесцентном экране (т.е. в аналоговой форме), а затем с помощью электронной фотокамеры это оптическое изображение всей обратной проекции преобразуют в цифровую форму в процессе съемки. Такая последовательность операций исключает необходимость трудоемких расчетов обратной проекции по теневой. При этом обеспечивается компактность томографа, т.к. для получения обратных цифровых проекций в предлагаемом способе используют только люминесцентный экран и цифровую электронную фотокамеру, которую соединяют одним кабелем с компьютером (кабель для использования порта USB). В типовых компьютерных томографах узел детекторов с усилителем и источником питания имеют значительные размеры.

Использование описанной в заявке технологии получения компьютерных томограмм обеспечивает возможность исследования как объектов, для которых обычно применяют типовые томографы, так и объектов, эффективный диаметр которых может составлять даже 10-15 мм. При этом весь компьютерный томограф может размещаться на одном столе. Необходимо отметить, что типовые компьютерные томографы не позволяют исследовать объекты такого диаметра с требуемым разрешением, а для размещения компьютерного томографа требуется помещение площадью несколько десятков квадратных метров.

Использование предлагаемого способа для исследования малых объектов с высоким разрешением обеспечивается высокими техническими характеристиками современных электронных фотокамер (например, с разрешением 2400х1800 пикселов и более и возможность съемки с расстояния 2-5 см) и достаточно высоким разрешением люминесцентных экранов (6-12 линий на мм). Такое разрешение нельзя получить с помощью способа получения обратных цифровых проекций, используемого в типовых компьютерных томографах.

По сравнению с прототипом заявленный способ имеет отличительную особенность в совокупности действий, последовательности их выполнения, а также в совокупности устройств, используемых для выполнения этих действий.

На фиг.1 показана схема, обеспечивающая реализацию предлагаемого способа получения трансмиссионных томограмм.

На фиг.2 показана схема установки, использованной для проверки предлагаемого способа.

На фиг. 3 показан вид обратной проекции, возникающей на чувствительном слое люминесцентного экрана.

На фиг.4 показан вид томограммы на экране компьютера.

На фиг.1 обозначены: 1 - исследуемый слой объекта; 2 - объект с дефектами; 3 - рентгеновский источник излучения; 4 - плоский пучок рентгеновского излучения постоянной толщины; 5 - пучок рентгеновского излучения, выходящий из исследуемого слоя; 6 чувствительный слой люминесцентного экрана; 7 - рентгеновский люминесцентный экран; 8 - цифровая электронная фотокамера; 9 - оптическая ось цифровой электронной фотокамеры; 10, 11 - плоскости, проходящие через торцы исследуемого слоя 1 объекта; 12 - корректирующий фильтр, оптическая, плотность которого убывает с увеличением расстояния от рентгеновского источника; 13 - люминесцентное излучение от чувствительного слоя экрана; 14 - компьютер.

Рентгеновский источник 3, цифровая электронная фотокамера 8 с рентгеновским люминесцентным экраном 7 и корректирующим фильтром 12 укреплены на общей вращающейся раме (на фиг.1 для упрощения не показана), обеспечивающей синхронное угловое перемещение названных узлов вокруг объекта. Центры экрана 7 и корректирующего фильтра 12 расположены на оптической оси 9 цифровой электронной фотокамеры 8.

На фиг.2 обозначены: 1 - исследуемый слой; 2 - внешний стеклянный цилиндр; 3 - внутренний стеклянный цилиндр; 4 - пучок рентгеновского излучения; 5 - рентгеновский источник излучения; 6 - чувствительный слой люминесцентного экрана; 7 - поворачивающаяся платформа.

На фиг. 3 показано: 1 - чувствительный слой люминесцентного экрана; 2 - изображение обратной проекции фантома.

На фиг.4 показано: 1 - фрагмент экрана компьютера; 2 - изображение томограммы фантома, полученное по обратным цифровым проекциям исследуемого слоя.

Способ получения трансмиссионных томограмм реализуется следующим образом.

При некотором начальном положении рентгеновского источника 3 (см. фиг.1) и цифровой электронной фотокамеры 8 с рентгеновским люминесцентным экраном 7 и корректирующим фильтром 12 относительно объекта 2 включают рентгеновский источник 3, создающий плоский пучок рентгеновского излучения 4 постоянной толщины δ, которым просвечивается исследуемый слой 1 объекта 2. Пучок рентгеновского излучения 5, выходящий из исследуемого слоя 1 и несущий информацию о поглощении излучения дефектом объекта, направляют на чувствительный слой 6 рентгеновского люминесцентного экрана 7. Под действием этого пучка рентгеновского излучения возникает люминесцентное свечение чувствительного слоя 6, которое соответствует обратной проекции исследуемого слоя 1. Последняя в трансмиссионной томографии представляет собой теневую проекцию, распространенную на всю плоскость изображения исследуемого слоя. В сущности, изображение, возникающее на чувствительном слое 6 рентгеновского люминесцентного экрана 7, представляет собой аналоговое изображение обратной проекции исследуемого слоя объекта. Люминесцентное излучение 13 чувствительного слоя 6 через корректирующий фильтр 12 посылают в цифровую электронную фотокамеру 8, с помощью которой осуществляют съемку изображения обратной проекции исследуемого слоя, преобразование этого изображения в цифровое и ввод последнего в компьютер 14. С помощью фильтра осуществляют коррекцию интенсивности излучения, поступающего от каждой точки чувствительного слоя 6 в цифровую электронную фотокамеру 8. Такая коррекция необходима в связи с тем, что интенсивность рентгеновского излучения убывает с расстоянием от источника. Поэтому интенсивность свечения части люминесцентного экрана, которая расположена в плоском луче ближе к источнику излучения, будет больше, чем интенсивность сечения той части, которая расположена в луче 5 (фиг.1) на большем удалении от источника.

Выравнивание интенсивности фотопотока, поступающего в электронную фотокамеру, обеспечивается тем, что корректирующий фильтр выполняют с оптической плотностью, убывающей с увеличением расстояния от рентгеновского источника. Расположение рентгеновского люминесцентного экрана под острым углом к плоскостям 10 и 11 исследуемого слоя так, что весь чувствительный слой экрана находится в пределах толщины пучка рентгеновского излучения, выходящего из исследуемого слоя, позволяет получить резкое изображение обратных проекций. При малых значениях толщины пучка рентгеновского излучения такое расположение экрана практически не вызывает искажения изображений обратных проекций.

После получения первой цифровой обратной проекции рентгеновский источник 3, цифровую электронную фотокамеру 8 с рентгеновским люминесцентным экраном 7 и корректирующим фильтром 12 поворачивают на некоторый угол относительно объекта 2, повторяют описанные выше операции и тем самым формируют цифровую обратную проекцию исследуемого слоя при новом значении угла просвечивания.

Последовательно осуществляют просвечивание исследуемого слоя и формирование цифровых обратных проекций при всех значения угла просвечивания. Затем по информации о цифровых обратных проекциях, накопленной в компьютере, используя известные алгоритмы, осуществляют восстановление изображения исследуемого слоя.

Предлагаемый способ получения трансмиссионных томограмм был проверен на установке (си. фиг.2), в которой в качестве фантома служили два стеклянных цилиндра 2 и 3, расположенных коаксиально в вертикальной плоскости. Фактом просвечивался плоским пучком 4 рентгеновского излучения от рентгеновского источника 5. Толщина пучка составляла 2 мм. Для визуализации обратных проекций использовали рентгеновский люминесцентный экран типа ПРС с размерами 130х180 мм и разрешением (7.5-10) линий/мм. Съемка изображений обратных проекций, возникающих на чувствительном слое экрана 6, осуществлялась с помощью цифровой электронной фотокамеры типа Olympus модель C-830L с CCD-матрицей, обеспечивающей разрешение кадра 1280х960.

Требуемые значения угла просвечивания задавались путем поворота платформы 7, на которой размещался фантом. Просвечивание осуществлялось при 16 значениях угла (в пределах 0-360^o). При каждом просвечивании на чувствительном слое 1 (фиг.3) формировалось изображение аналоговой обратной проекции 2 фантома. В процессе съемки изображений аналоговых обратных проекций цифровой электронной камерой выполнялась их оцифровка и ввод информации в компьютер, а затем осуществлялось восстановление изображения исследуемого слоя. Показанное на фиг.4 изображение исследуемого слоя фантома получено без фильтрации проекций путем суммирования цифровых обратных проекций с учетом углов просвечивания, масштабирования и удаления из получаемого суммарного изображения среднего значения оптической плотности, характерной для этого суммарного изображения.

Полученные результаты свидетельствуют о корректности предложенного способа получения трансмиссионных томограмм.

Преимуществом предлагаемого способа является:
- возможность получения непосредственно в процессе просвечивания обратных цифровых проекций исследуемого слоя;
- увеличение скорости получения трансмиссионных томограмм за счет уменьшения количества вычислений;
- простота преобразования информации, определяющая простоту конструкции детектирующей части томографов;
- существенное уменьшение габаритов трансмиссионных томографов, использующих в работе предлагаемый способ;
- возможность создания миниатюрных трансмиссионных томографов.

Предлагаемый способ получения трансмиссионных томограмм может быть реализован на базе стандартной аппаратуры (рентгеновских источников, рентгеновских люминесцентных экранов, цифровых электронных фотокамер и компьютеров), что определяет возможность его широкого применения для томографических исследований в промышленности и медицине.

Изобретение относится к трансмиссионной вычислительной томографии, а именно к способам восстановления структур отдельных слоев объекта контроля по набору многоракурсных проекций каждого исследуемого слоя. Способ получения трансмиссионных рентгеновских томограмм заключается в просвечивании исследуемого слоя объекта плоским лучом рентгеновского излучения постоянной толщины при всех значениях угла просвечивания, формировании цифровых обратных проекций, восстановлении по ним посредством компьютера изображения исследуемого слоя и отображений его на экране монитора. При этом выходящий из исследуемого слоя пучок рентгеновского излучения направляют на чувствительный слой рентгеновского люминесцентного экрана, размещенного на фиксированном расстоянии от рентгеновского источника под таким острым углом к плоскостям исследуемого слоя, что весь чувствительный слой экрана расположен в пределах толщины пучка рентгеновского излучения. Люминесцентное излучение чувствительного слоя экрана снимают через корректирующий оптический фильтр цифровой электронной фотокамерой, подключенной к компьютеру. Причем корректирующий оптический фильтр выполняют с убывающей с увеличением расстояния от рентгеновского источника оптической плотностью. Использование изобретения позволяет упростить технологию получения трансмиссионных рентгеновских томограмм и увеличить скорость их получения. 1 з.п. ф-лы, 4 ил.

1. Способ получения трансмиссионных рентгеновских томограмм, включающий просвечивание исследуемого слоя объекта плоским лучом рентгеновского излучения постоянной толщины при всех значениях угла просвечивания, формирование цифровых обратных проекций, восстановление по ним посредством компьютера изображения исследуемого слоя и отображение его на экране монитора, отличающийся тем, что выходящий из исследуемого слоя пучок рентгеновского излучения направляют на чувствительный слой рентгеновского люминесцентного экрана, размещенного на фиксированном расстоянии от рентгеновского источника под таким острым углом к плоскостям исследуемого слоя, что весь чувствительный слой экрана расположен в пределах толщины пучка рентгеновского излучения, а люминесцентное излучение чувствительного слоя экрана снимают через корректирующий оптический фильтр цифровой электронной фотокамерой, подключенной к компьютеру. 2. Способ по п. 1, отличающийся тем, что корректирующий оптический фильтр выполняют с убывающей с увеличением расстояния от рентгеновского источника оптической плотностью.