Способ получения цифрового рентгеновского изображения Российский патент 2020 года по МПК G01T1/29 

В настоящее время в рентгеновских аппаратах медицинского назначения используются, в основном, два способа получения цифровых изображений.

Первый, наиболее широко используемый способ, заключается в облучении объекта диагностики широким конусообразным пучком рентгеновского излучения (РИ), преобразовании прошедшей через объект интенсивности излучения с помощью электронно-оптического блока с двумерной приемной апертурой в цифровой массив данных, который передается на автоматизированное рабочее место оператора. Изначально электронно-оптический блок включал в себя рентгеновский электронно-оптический преобразователь (РЭОП), оптический узел и аналого-цифровое устройство /1, стр. 112-114/. В настоящее время он выстраивается и по схеме «рентгеновский экран - объектив - ПЗС матрица» 1/, стр. 130-132/. Кроме того, для регистрации рентгеновского излучения начинают интенсивно внедряться и двумерные матричные цифровые приемники /1, стр. 146-150/.

Недостаток данного способа заключается в том, что при облучении объекта диагностики широким пучком РИ, в плоскости приемника возникает интенсивный поток рассеянного излучения, который приводит к снижению контрастной чувствительности аппаратов и повышенной дозе облучения объекта диагностики. Рентгеновские отсеивающие решетки, которые применяют для ослабления вредного влияния рассеянного РИ, также приводят к повышению дозовой нагрузки на объект диагностики, поскольку они ослабляют интенсивность информационного потока РИ до 40 и более процентов. Так, например, прозрачность растров для прямого пучка РИ, выпускаемых шведской фирмой «Lysholm» 12 I составляет от 0,66 до 0,59.

Второй способ свободен от этого недостатка. Он заключается в сканировании объекта диагностики узким веерным пучком РИ, преобразовании прошедшей через объект интенсивности излучения с помощью линейной рентгеночувствительной матрицы и аналого-цифрового устройства в цифровой массив данных, который передается на автоматизированное рабочее место оператора. Для получения двумерного цифрового массива информационных данных о внутренней структуре всего диагностируемого объекта осуществляют механическое перемещение линейной рентгеночувствительной матрицы в пределах формируемого кадра /1, стр. 136-138/. Поскольку объект диагностики облучают узким веерным пучком, а площадь приемной апертуры линейной рентгеночувствительной матрицы мала, то и доля рассеянного РИ в регистрируемом информационном потоке так же пренебрежимо мала. Поэтому этот способ позволяет получать высокую контрастность рентгеновских изображений при минимальной дозовой нагрузке.

Основной недостаток этого способа заключается в малой скорости формирования изображения, т.к. она определяется малой скоростью механического перемещения линейной рентгеночувствительной матрицы. Как показала практика, время формирования кадра при этом способе составляет не менее 5 секунд.

Наиболее близким к предлагаемому является способ получения цифрового рентгеновского изображения, заключающийся в облучении объекта диагностики широким пучком рентгеновского излучения, преобразовании прошедшей через объект интенсивности излучения с помощью рентгеновского экрана в оптическое изображение, проецировании его с помощью объектива на двумерную фоточувствительную матрицу, преобразовании видеосигналов матрицы с помощью аналого-цифрового устройства в цифровой массив данных, который передается на автоматизированное рабочее место оператора /1, стр. 132-135/.

Недостаток данного способа заключается в пониженном отношении сигнала к шуму и, соответственно, в пониженной контрастности воспроизводимых изображений, что объясняется большой интенсивностью рассеянного РИ в плоскости приемника и регистрацией его одновременно с регистрацией информационного потока. Большая интенсивность рассеянного РИ обуславливается тем фактом, что объект диагностики здесь также облучают широким конусообразным пучком РИ. Вредное влияние рассеянного РИ приводит, в конечном счете, к повышенной дозе облучения и снижению качества воспроизводимых изображений. Целью предполагаемого изобретения является снижение дозовой нагрузки на объект диагностики, повышение контрастной чувствительности и качества воспроизводимых изображений.

Сущность предлагаемого способа получения цифрового рентгеновского изображения, заключается в облучении объекта диагностики рентгеновским излучением, преобразовании прошедшей через объект интенсивности излучения в оптическое изображение, регистрации оптического изображения с помощью двумерной фоточувствительной матрицы с последующим преобразованием видеосигналов в цифровой массив данных и передачи полученного цифрового массива данных на автоматизированное рабочее место оператора. При этом объект диагностики облучают узким веерным сканирующим пучком рентгеновского излучения, а прошедшую через объект интенсивность излучения преобразуют с помощью двумерного рентгеновского экрана в последовательно высвечиваемые узкие фрагменты оптического изображения, которые регистрируют узким экспозиционным окном двумерной матрицы, причем экспозиционное окно перемещают по фоточувствительной поверхности двумерной матрицы синфазно и синхронно с перемещением следа веерного пучка рентгеновского излучения по рентгеновскому экрану.

Для уменьшения интенсивности рассеянного РИ ширину веерного пучка РИ (ширину следа веерного пучка на рентгеновском экране) принимают не более 10÷15% ширины поля облучения. Суммарное количество фоточувствительных строк матрицы, образующих экспозиционное окно, на которое проецируют фрагменты оптического изображения, определяют по формуле где l - размер матрицы, L - размер рентгеновского экрана, h - ширина следа веерного пучка РИ на рентгеновском экране, m - размер пикселя матрицы.

В предлагаемом способе доля рассеянного РИ в регистрируемом информационном потоке снижается более десяти раз за счет того, что объект диагностики облучают узким сканирующим пучком РИ, а регистрацию фрагментов оптического изображения осуществляют узкой приемной апертурой двумерной фоточувствительной матрицы со строковым затвором. При этом проекции фрагментов оптического изображения на фоточувствительной поверхности матрицы пространственно совмещают с положением ее экспозиционного окна. Следует отметить, что информационный поток РИ здесь регистрируется без дополнительного его ослабления по сравнению с прототипом, в котором для ослабления рассеянного РИ применяют отсеивающие решетки. Указанные факторы обеспечивают снижение дозовой нагрузки на объект диагностики, повышают контрастную чувствительность аппаратов и качество воспроизводимых ими изображений. Поскольку регистрацию оптического изображения в предлагаемом способе осуществляют путем электронного смещения экспозиционного окна двумерной матрицы, что исключает необходимость ее механическое перемещение, то время формирования кадра изображения здесь может быть достаточно малым.

Сформировать же веерный пучок РИ и перемещать его по рентгеновскому экрану с высокой скоростью не представляет большой технической сложности. Заявителю неизвестно о наличии в рентгенотехнике следующих признаков:

1. Последовательное высвечивание на двумерном рентгеновском экране узких фрагментов оптического изображения.

2. Последовательно высвечиваемые на рентгеновском экране узкие фрагменты оптического изображения регистрируют узким экспозиционным окном двумерной фоточувствительной матрицы.

3. Экспозиционное окно двумерной матрицы перемещают по ее фоточувствительной поверхности синфазно и синхронно с перемещением следа веерного пучка РИ по рентгеновскому экрану.

4. Суммарное количество фоточувствительных строк матрицы, образующих экспозиционное окно, на которое проецируют фрагменты оптического изображения, определяют по формуле где

l - размер матрицы, L - размер рентгеновского экрана, h - ширина следа веерного пучка РИ на рентгеновском экране, m - размер пикселя матрицы.

Таким образом, приведенные отличительные признаки показывают, что предлагаемый способ соответствует критериям патентоспособности.

На Фиг. 1 представлена структурная схема устройства, поясняющая предлагаемый способ. Устройство содержит рентгеновский излучатель 1 с рентгеновским питающим устройством 2, щелевой коллиматор 3 с приводом 4, двумерный рентгеновский экран 5, объектив 6, двумерную фоточувствительную матрицу 7, блок управления режимом работы матрицы 8, блок обработки и оцифровки сигналов 9, цифровой интерфейс 10, блок управления и синхронизации привода коллиматора, рентгеновского питающего устройства и блока управления режимом работы матрицы 11 и автоматизированное рабочее место оператора 12. Здесь же показано экспозиционное окно 13 на матрице 7, веерный пучок РИ 14 и след веерного пучка РИ 15 на рентгеновском экране.

Предлагаемый способ осуществляется следующим образом. Первоначально оператор с автоматизированного рабочего места 12 задает режим работы рентгеновского излучателя 1, исходное положение и скорость перемещения щелевого коллиматора 3, а так же режим работы двумерной матрицы 7. В предлагаемом способе используют КМОП матрицу со строковым затвором, в которой устанавливают необходимую ширину экспозиционного окна 13, скорость его перемещения и устанавливают матрицу в режим внешнего запуска, что обеспечивает синфазность и синхронность перемещения окна по матрице и веерного пучка РИ по рентгеновскому экрану. После размещения перед рентгеновским экраном объекта диагностики (на схеме не показано), с блока 11 выдается команда начала записи рентгенограммы. По этой команде включается рентгеновский излучатель 1, привод коллиматора 4 и с поступлением внешнего кадрового синхроимпульса с блока 11 на блок 8 начинается регистрация оптических фрагментов рентгеновского изображения с первой строки матрицы. Объект диагностики в процессе записи кадра изображения облучают, перемещающимся по нему и по экрану 5, узким веерообразным рентгеновским пучком 14. В пределах следа 15 перемещающегося веерообразного пучка 14 со стороны люминесцентного слоя экрана 5 последовательно формируются фрагменты оптического изображения внутренней структуры объекта диагностики, которые проецируют на перемещающееся синхронно с ними экспозиционное окно 13 матрицы. Считываемые с матрицы аналоговые сигналы в блоке 9 преобразуют в цифровой массив данных, который через цифровой интерфейс 10 передают на автоматизированное рабочее место оператора 12.

Апробация предлагаемого способа проводилась по приведенной структурной схеме устройства, в которой использовались рентгеновский излучатель типа РИД-1, рентгеновский экран типа Gd₂O₂S(Tb) размером 430×430 мм, светосильный объектив и фоточувствительная камера на базе КМОП - матрицы со строковым затвором. Испытания проводились по методикам стандарта предприятия /3/. Контрастная чувствительность, равная 1%, была получена при дозе в плоскости экрана равной 0,4 мР, что совпадает с чувствительностью сканирующего способа получения изображения и превышает чувствительность прототипа. Динамический диапазон был получен равным 300, что в 6 раз превышает аналогичный параметр РЭОП /4/. Минимальное время регистрации одного кадра составляло 0,166 секунды, что не достижимо для известного сканирующего способа получения цифрового рентгеновского изображения.

Источники информации.

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

2. А.И. Мазуров, Н.Н. Потрахов. Влияние рассеянного рентгеновского излучения на качество изображения и методы его подавления // Медицинская техника. 2014. №5. С. 12-15.

3. Приемники рентгеновского изображения рентгеновских диагностических аппаратов с цифровой регистрацией изображений. Номенклатура параметров и характеристик качества изображения, методы и средства их определения СТО - 23 - 2012 - 12.

4. Усилители рентгеновского изображения медицинских рентгеновских аппаратов. ГОСТ 26141-84.

Изобретение относится к рентгенотехнике, а именно к способу получения цифрового рентгеновского изображения, и может быть использовано для создания рентгенодиагностических аппаратов медицинского и промышленного назначения. Способ заключается в облучении объекта узким веерным сканирующим пучком рентгеновского излучения, преобразовании прошедшей через объект интенсивности излучения с помощью двумерного рентгеновского экрана в последовательно высвечиваемые узкие фрагменты оптического изображения и регистрации их узким экспозиционным окном двумерной фоточувствительной матрицы. В процессе регистрации высвечиваемого оптического изображения экспозиционное окно перемещают по фоточувствительной поверхности матрицы синфазно и синхронно с перемещением следа веерного пучка рентгеновского излучения по рентгеновскому экрану. Считываемые с матрицы видеосигналы оцифровывают и передают на автоматизированное рабочее место оператора. Технический результат – снижение дозовой нагрузки на пациента, повышение контрастной чувствительности аппарата и качества воспроизводимых рентгенограмм. 1 з.п. ф-лы, 1 ил.

1. Способ получения цифрового рентгеновского изображения, заключающийся в облучении объекта диагностики рентгеновским излучением, преобразовании прошедшей через объект интенсивности излучения с помощью двумерного рентгеновского экрана в оптическое изображение, регистрации оптического изображения двумерной фоточувствительной матрицей с последующим преобразованием видеосигналов в цифровой массив данных и передачей полученного цифрового массива данных на автоматизированное рабочее место оператора, отличающийся тем, что объект диагностики облучают узким веерным сканирующим пучком рентгеновского излучения, а прошедшую через объект интенсивность излучения преобразуют с помощью двумерного рентгеновского экрана в последовательно высвечиваемые узкие фрагменты оптического изображения, которые регистрируют узким экспозиционным окном двумерной матрицы, причем экспозиционное окно перемещают по фоточувствительной поверхности двумерной матрицы синфазно и синхронно с перемещением следа веерного пучка рентгеновского излучения по рентгеновскому экрану.

2. Способ по п. 1, отличающийся тем, что суммарное количество фоточувствительных строк матрицы, образующих экспозиционное окно матрицы, на которые проецируют фрагменты оптического изображения, определяют по формуле где l - размер матрицы, L - размер рентгеновского экрана, h - ширина следа веерного пучка РИ на рентгеновском экране, m - размер пикселя матрицы.