Устройство для автоматизации рентгеновской съемки органов грудной клетки Советский патент 1983 года по МПК A61B6/00 H05G1/62 

Изобретение относится к рентгенотехнике, преимущественно медицинской рентгенографии, и предназначено для автоматической рентгеносъемки органов грудной клетки. По основному авт. св. № 948370 известно устройство для автоматизации и рентгеновской съемки органов грудной клетки, которое содержит источник питания, датчик, например терморезистор, и активный фильтр подключенные к источнику питания, схему преобразования сигнала датчика, соединенную с активным фильтром и содержащую первичный каскад на операционном усилителе с положительной обратной связью, схему интегрирования на операционном усилителе и интегрирующем конденсаторе в цепи отрицательной обратной связи усилителя, управляющий элемент, первый и второй транзисторные ключи, запоминающий элемент, первый и второй транзисторные ключи, запоминающий конденсатор, усилитель, схему вычитания на операционном усилителе с отрицательной обратной связью: первый, второй и третий регулируемые делители напряжения, причем первый делитель напряжения введен в первичный каскад и подключен своим входом к выходу операционного усилителя этого каскада, а выходом - к входу схемы интегрирования, выход операционного усилителя первичного каскада также подключен к входу управляющего элемента, выходы которого подключены к затворам транзисторных ключей, исток первого из которых подключен к инвертирующему входу операционного усилителя схемы интегрирования, а сток вместе с выходом указанного усилителя - к стоку второго транзисторного ключа, исток которого подключен к запоминающему конденсатору и усилителю, выход которого через второй делитель связан с неинвертирующим входом операционного усилителя схемы вычитания, инвертирующий вход которого под :лючен к третьему делителю напряжения, а выходы схемы интегрирования и схемы вычитания подключены к входам порогового компаратора 1 j. В данном устройстве моменту окончания вдоха и выдоха с помощью делителя напряжения на выходе схемы выборки-хранения, образованной запоминающим конденсатором, усилителем и вторым транзисторным ключом, ставится в соответствие определенная часть времени рабочей фазы дыхания, отсчитываемая от начала данной фазы. При этом коэффициент деления второго делителя напряжения устанавливается величиной, постоянной для заданного частотного диапазона дыхания пациентов, и не зависит от длительности, рабочей фазы дыхания. На практике указанное допущение в большинстве случаев является оправданным, поскольку существует специализация лечебных учреждений по возрасту пациентов, а пациенты одного возраста имеют, как правило, близкие значения частоты дыхания (узкий диапазон). Однако в том случае, когда заранее не известен частотный диапазон дыхания пациентов, необходимо корректировать коэффициент де-ления второго делителя напряжения, изменяя его пропорционально изменению времени рабочей фазы дыхания. Это вызвано влиянием инерционности датчика при повыщенной частоте дыхания и особенностями дыхания пациентов, т. е. изменением соотнощения времени активного вдоха и рабочей фазы дыхания. Так, например, при увеличении частоты (снижением глубины) дыхания и сохранении постоянным коэффИдиента деления делителя напряжения необходимо уменьшить допустимое время снимка при заданной динамической нерезкости рентгеновского изображения, что требует, в свою очередь, значительного увеличения мощности рентгеновского аппарата для обеспечения заданной плотности почернения рентгеновской пленки, в противном случае (при сохранении допустимого времени снимка) в.озрастает динамическая нерезкость, что приводит к снижению качества изображения. Цель изобретения - повышение качества снимков при изменении в широком диапазоне частоты дыхания пациентов. Поставленная цель достигается тем, что в устройство для автоматизации рентгеновской съемки органов грудной клетки введена схема коррекции, содержащая масштабный усилитель с отрицательной обратной связью, четвертый делитель напряжения и образующие управляемый делитель напряжения полеЕой транзистор и резистор, причем инвертирующий вхол масштабного усилителя подключен к второму делителю, напряжения, неинвертирующий вход масштабного усилителя подключен к четвертому делителю напряжения, выход масштабного усилителя подключен к затвору полевого транзистора, сток которого подключен к неинвертирующему входу операционного усилителя схемы вычитания и через резистор - к выходу подключенного к второму делителю напряжения усилителя, а исток заземлен. На чертеже показана схема устройства для автоматизации рентгеновской съемки органов грудной клетки. Устройство содержит источник питания I датчик 2 дыхания пациента, например терморезистор, активный фильтр 3, схему преобразования сигнала датчика 2, включающую первичный каскад 4, образовасл/ый не показанными на чертеже onepaiu-юяным усилителем и первым дели- еле, напряжения, схе.му iнтeгpиpoвaиия 5, содержащую интегрирующий конденсатор 6 и операционный усилитель 7, управляющий элемент 8, первый транзисторный ключ 9, схему выборки-хранения 10, содержащую второй транзисторный ключ 11, запоминающий конденсатор 12 и усилитель 13, второй делитель напряжения 14, схему коррекции 15, содержащую масщтабный усилитель 16, четвертый делитель напряжения 17, резистор 18 и полевой транзистор 19, образующие управляемый делитель нагфяжения, третий делитель напряжения 20, схему вычитания 21 на операционном усилителе 22 и пороговый компаратор 23. В указанном устройстве второй делитель напряжения 14 связан с неинвертирующим входом операционного усилителя 22 схемы вычитания 21 не непосредственно, а через схему коррекции 15, которая также подключена к выходу усилителя 13. В этой схеме коррекции 15 инвертирующий вход масштабного усилителя 16 подключен к второму делителю напряжения 14 а неинвертирующий вход - к четвертому делителю напряжения 17. Выход масщтабного усилителя 16 подключен к затвору полевого транзистора 19, сток которого подключен к неинвертирующему входу операционного усилителя 22 схемы вычитания 21 и через резистор 18 - к выходу усилителя 13. Исток полевого транзистора 19 заземлен. Устройство работает следующим образом. Датчик 2 дыхания пациента, например терморезистор, помещают в непосредственной близости от выхода дыхательных путей обследуемого пациента. При включении питания устанавливается нормальный режим работы устройства. Источник питания 1 обеспечивает питание датчика 2 стабильньш током. Напряжение с датчика 2 подается на вход активного фильтра 3, полоса пропускания которого соответствует диапазону частот дыхания. С выхода активного фильтра 3 напряжение переменной полярности поступает на вход первичного каскада 4 схемы преобразования сигнала датчика 2. Сформированные в первичном каскаде импульсы отрицательной полярности с фиксированной амплитудой поступают на вход схемы интегрирования 5, выполненной на базе операционного усилителя 7 с интегрирующим конденсатором 6 в цепи отрицательной обратной связи усилителя 7. При разомкнутом транзисторном ключе 9 на выходе схемы интегрирования 5 формируется напряжение, амплитуда которого пропорциональна длительности рабочей фазы аыхания. Как только на вход управляющего элемента 8 поступает положительный импульс окончания рабочей фазы дыхания, сформированный в схеме преобразования сигнала датчика, с одного из выходов управляющего элемента 8 на затвор транзисторного ключа 11 схемы выборки-хранения 0 поступает импульс, по которому происходит замыкание ключа 11 и зарядка запоминающего конденсатора 12 до значения напряжения, равного выходному напряжению схемы интегрирования 5., Затем транзисторный ключ 11 размыкается, а на затвор транзисторного ключа 9 с другого выхода управляющего элемента 8 подается сигнал, по которому транзисторный ключ 9 замыкается. При этом происходит разрядка интегрирующего конденсатора 6 до нулевого значения напряжения. Напряжение с запоминающего конденсатора 12 схемы выборки-хранения 10 подается на вход усилителя 13. С выхода схемы выборкихранения 10 напряжение поступает на основной вход схемы коррекции 15. С помощью делителей, напряжения 14 и 17 устанавливают соответственно максимальное и минимальное значения коэффициента деления управляемого делителя напряжения 18, 19 при соответственно максимальной и минимальной длительностях рабочей фазы дыхания. Изменение коэффициента деления управляемого делителя 18, 19 осуществляют путем подачи с выхода масщтабного усилителя 16 на затвор полевого транзистора 19 напряжения, пропорционального изменению длительности рабочей фазы дыхания. С выхода схемы коррекции 15 напряжение поступает на неинвертирующий вход операционного усилителя 22 схемы вычитания 21. Одновременно на инвертирующий вход операционного усилителя 22 с делителя 20 подается напряжение, амплитуда которого пропорциональна времени задержки на включение высокого напряжения в рентгеновском аппарате. Разность этих напряжений подается на один из входов порогового компаратора 23, на второй вход которого поступает напряжение с выхода схемы интегрирования 5. С появлением следующего отрицательного импульса рабочей фазы дыхания на выходе схемы преобразования сигнала датчика х транзисторный ключ 9 размыкается, и начинается зарядка интегрирующего конденсатора 6. Пут равенстве напряжений на входах порогового компаратора 23 на его выходе форсигнал на включение высокого мируется напряжения в рентгеновском аппарате. Введение схемы коррекции в устройство для автоматической рентгеносъемки органов грудной к.летки позволяет сдвигать момент включения высокого напряжения в рентгеновском аппарате в зависимости от частоты дыхания пациента за счет изменения коэффициента деления управляемого делителя напряжения. При этом компепсируется влияние инерционности датчика при повышенной частоте дыхания и изменения

5

характера дыхания пациентов от глубоко-резкость и, соответственно, повысить каго к поверхностному и наоборот.честно рентгеновских снимков при изменеПрименение данного техниче;ского реше-нии в широком диапазоне частоты дыхания

ния позволяет снизить динамическую не-пациентов.

1039481,

УСТРОЙСТВО ДЛЯ АВТОМАТИЗАЦИИ РЕНТГЕНОВСКОЙ СЪЕМКИ ОРГАНОВ ГРУДНОЙ КЛЕТКИ по авт. св. № 948370, отличающееся тем, что, с целью повышения качества снимков при изменении в щироком диапазоне частоты дыхания пациентов, в него введена схема коррекции, содержащая масштабный усилитель с отрицательной обратной связью, четвертый делитель напряжения и образуюш,ие управляемый делитель напряжения полевой транзистор и резистор, причем инвертирующий вход масштабного усилителя подключен к второму делителю напряжения, неинверти руюш,ий вход масштабного усилителя подключен к четвертому делителю напряжения, выход масштабного усилителя подключен к затвору полевого транзистора, сток которого подключен к неинвертируюшему входу операционного усилителя схемы вычитания и через резистор - к выходу подключенного к второму делителю напряжения усилителю, а исток заземлен. i (Л со со 00