Устройство для автоматизации рентгеновской съемки органов грудной клетки
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
СЮОЭ СОВЕТСКИХ
СОЦИАЛИСТИЧЕСКИХ
РЕСПУБЛИК
3 (51) ГОСУДАРСТВЕННЫЙ КОМИТЕТ СССР
ПО ДЕЛАМ ИЗОБРЕТЕНИЙ И ОТКРЫТИЙ
ОПИСАНИЕ ИЗОБРЕТЕНИЙК А ВТОРСКОМУ СВИДЕТЕЛЬСТВУ (61) 948370 (21) 3275534/18-25 (22) 09.04.81 (46) 07.09.83. Бюл. № 33 (72) В. А. Марко, Б. М, Пятигорский, И. М. Моргенштерн и Л. А. Ефремова (71) Научно-исследовательский институт интроскопии (53) 621-386:616-073(088.8) (56) 1. Авторское свидетельство СССР № 948370, кл. А 61 В 6/00, 1980. (54) (57) УСТРОЙСТВО ДЛЯ АВТОМАТИЗАЦИИ РЕНТГЕНОВСКОЙ СЪЕМКИ ОРГАНОВ ГРУДНОЙ КЛЕТКИ по авт. св. № 948370, отличающееся тем, что, с целью повышения качества снимков при изменении в п1ироком диапазоне частоты дыхания паЛО„ I 039481 А циентов, в него введена схема коррекции, содержащая масштабный усилитель с отрицательной обратной связью, четвертый делитель напряжения и образующие управляемый делитель напряжения полевой транзистор и резистор, причем инвертирующий вход масштабного усилителя подключен к второму делителю напряжения, неинверти рующий 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 усилителю, а исток заземлен.
1039481
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 оправ45
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 1 силителе 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 запо35 минающему конденсатору и усилителю, выход которого через второй делитель связан с неинвертирующим входом операционного усилителя схемы вычитания, инвертирующий вход которого подключен к 4р третьему делителю напряжения, а выходы схемы интегрирования и схемы вычитания подключены к входам порогового компаратора (1}. данным, 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 частотнь и диапазон дыхания пациентов, необходимо корректировать коэффициент деления второго делителя напряжения, изменяя его пропорционально измен нию времени рабочей фазы дыхания.
Зто вызвано влиянием инерционности датчика при повышенной частоте дыхания и особенностями дыхания пациентов, т. е. изменением соотношения времени активного вдоха и рабочей фазы дыхания. Так, например, при увеличении частоты (снижением глубины) дыхания и сохранении постоянным коэффициента деления делителя напряжения необходимо уменьшить допустимое время снимка при заданной динамической нер зкссти рентгеновского изображения, что требует, в свою очередь, значительного увеличения мощности рентгеновского аппарата для обеспечения заданной плотности почернения рентгеновской пленки, в противном случае (при сохранении допустимогс времени снимка) возрастает 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 полевой транзистор и резистор, причем инвертизующий вход 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.
Иа чертеже показана схема устройства для автоматизации рентгеновской съемки органов грудной клетки.
Устройство содержит источник питания 1 датчик 2 дыхания пациента, например терморезистор, активный фильтр з схему преобразования сигнала датчика 2, включающую первичный каскад 4, образова.:«ый не гоказанными на чертеже операционным усилителем и первым дели"еле; < напряжения, схему интегрирования 5, содержащую
1039481 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 масштабный усилитель 16, четвертый делитель напряжения 17, резистор 18 и полевой транзистор 19, образующие управляемый делитель напряжения, 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 !6 подключен к второму делителю напряжения 14 а неинвертирующий вход — к четвертому делителю напряжения 17. Выход масштабного 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 стабильным 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 4 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 дыхания. 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 10 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
10 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
15 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 масштабного 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
4р схемы интегрирования 5. С появлением следующего отрицательного импульса рабочей фазы дыхания на выходе схемы преобразования сигнала датчика х транзисторный ключ 9 размыкается, и начинается за рядка интегрирующего конденсатора 6. При
45 равенстве напряжений на входах порогового компаратора 23 на его выходе формируется сигнал на включение высокого напряжения в рентгеновском аппарате.
Введение схемы коррекции в устройство для автоматической рентгеносъемки органов грудной клетки 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 компенсируется влияние инерционности датчика при повышенной частоте дыхания и изменения
1039481
Составитель K. Кононов
Техред И. Верес Корректор О. Тигор
Тираж 713 Подписное
ВНИИ ПИ Государственного комитета СССР по делам изобретений и открытий
1! 3035, Москва, Ж вЂ” 35, Раушская наб., д. 4/5
Филиал ППП «Патент>, г. Ужгород, ул. Проектная, 4
Редактор С. Тимохина
3 a ê а з 6557/2 характера дыхания пациентов от глубокого к поверхностному и наоборот.
Применение данного технического решения позволяет снизить динамическую нерезкость и, соответственно, повысить качество рентгеновских снимков при изменении в широком диапазоне частоты дыхания пациентов.
