Вычислительный томограф (варианты)

 

Использование: в медицинской технике, а именно в рентгенорадиометрических приборах для диагностики и контроля. Сущность: вычислительный томограф содержит источник рентгеновского излучения с регулируемым коллиматором, кинематически связанный с блоком детектирования с возможностью перемещения их относительно исследуемого объекта, блок обработки информации, включающий аналого-цифровой преобразователь, элементы управления временными режимами и электронно-вычислительную машину, при этом блок детектирования содержит узел сцинтиллятора и узел матричного фотодетектора, соединенный с аналого-цифровым преобразователем, блок детектирования дополнительно снабжен узлом проецирования, размещенным вдоль оптической оси между узлом сцинтиллятора и узлом матричного фотодетектора, выполненным в виде панкратического объектива, плоскость предметов которого размещена внутри сцинтиллятора, а плоскость изображений сопряжена с входной плоскостью узла матричного фотодетектора, при этом выходная плоскость узла сцинтиллятора и входная плоскость узла матричного фотодетектора снабжены просветляющим покрытием, а блок обработки информации дополнительно снабжен буферным запоминающим устройством, соединенным с аналого-цифровым преобразователем, программируемым цифровым коммутатором, цифровым сумматором, многоканальным блоком видеопамяти и реконструкционным вычислителем, при этом информационный вход программируемого цифрового коммутатора соединен с выходом буферного запоминающего устройства, управляющий вход - с шиной электронно-вычислительной машины, а его выход - с цифровым сумматором, выход которого соединен с шиной электронно-вычислительной машины, реконструкционный вычислитель с входом, соединенным с выходом программируемого цифрового коммутатора, соединен через многоканальный блок видеопамяти, количество каналов которого равно количеству строк матричного фотодетектора, с шиной электронно-вычислительной машины, элементы управления временными режимами выполнены в виде блока управления и задания временных циклов, вход которого соединен с шиной электронно-вычислительной машины, а выход - с управляющим входом узла матричного фотодетектора. Кроме того, возможно выполнение томографа с узлом матричного фотодетектора, содержащим несколько панкратических объективов, при этом многоканальной реконструкционной вычислитель соединен с выходом БЗУ и через многоканальный блок видеопамяти - с шиной ЭВМ, сцинтиллятор выполнен монокристаллическим и составным. Технический результат: снижение дозовой нагрузки на диагностируемый объект. 2 с. и 10 з. п. ф-лы, 8 ил.

Изобретение относится к рентгенорадиометрическим приборам диагностики и контроля и может быть использовано в медицинской рентгенодиагностике, а также в области промышленной интроскопии и томографии.

Известны устройства для получения панорамного томографического изображения зубов [1 5] содержащие источник веерного рентгеновского пучка, средства фиксации диагностируемого объекта относительно источника рентгеновского излучения, средства поворота источника рентгеновского излучения и зафиксированного на одном держателе с ним устройства с кассетодержателем рентгеновской пленки и с устройством перемещения рентгеновской пленки относительно пучка рентгеновского излучения, щелевые коллиматоры, установленные на источнике рентгеновского излучения и перед кассетодержателем рентгеновской пленки, механическое устройство изменения положения оси вращения системы источник рентгеновского излучения рентгеновская пленка относительно объекта диагностики, привод вращения с устройством регулирования скорости вращения системы источник рентгеновского излучения рентгеновская пленка относительно объекта диагностики, которые обладают ограниченными функциональными возможностями, связанными с невозможностью получения панорамного томографического изображения заданной формы томографического слоя без изменения положения оси вращения относительно диагностируемого объекта или без изменения скорости подачи рентгеновской пленки относительно щели коллиматора, невозможностью получения поперечных томографических изображений, невозможностью получения продольных томографических изображений, невозможностью получения трехмерных изображений, и, кроме этого, увеличивают дозовую нагрузку на диагностируемый объект за счет использования рентгеновской пленки, обладающей намного меньшей чувствительностью, чем детекторы предлагаемого изобретения.

Известны вычислительные томографы [6 13] содержащие неподвижно расположенные друг относительно друга источник коллимированного рентгеновского излучения и детектор, совершающие поступательное движение (сканирование) относительно пациента (объекта диагностики), после чего узел источник - детектор поворачивается относительно пациента на заданный угол и поступательное движение повторяется в новом угловом положении. В этом варианте используется одноканальный детектор. Известны также устройства для осевой томографии, содержащие источник веерного рентгеновского излучения, набор блоков детектирования, средства расположения исследуемого объекта между источником излучения и детекторами, средства поворота источника и детекторов совместно вокруг исследуемого объекта, причем набор блоков детектирования установлен по окружности с центром, совпадающим с осью поворота источника излучения, средства формирования и аналого-цифрового преобразования и обработки сигналов с детекторов и дисплей, которые обладают ограниченными функциональными возможностями, связанными с невозможностью получения панорамных томографических снимков за один цикл диагностики, связанными с невозможностью получения трехмерного изображения диагностируемого объекта за один цикл диагностики, связанными с худшим, по сравнению с заявляемым техническим решением, пространственным разрешением из-за особенностей конструктивного выполнения блоков детектирования, и, кроме этого, создают большую дозовую нагрузку на диагностируемый объект в целом за счет наличия между детекторами многоканального блока детектирования "мертвой зоны" (зазора между каналами детектора), а также за счет световых потерь в сцинтилляционном детекторе на границе сцинтилляционный кристалл фотодетектор, а, следовательно, низкого коэффициента использования излучения, а также низкого быстродействия. Все это ограничивает сферу их использования, особенно для целей медицинской диагностики.

Наиболее близким к предлагаемому изобретению является стоматологический рентгеновский аппарат для получения панорамных послойных снимков челюсти пациента [14] прототип, содержащий детектор, образующий электрические сигналы, пропорциональные интенсивности излучения. К детектору подключен аналого-цифровой преобразователь, устройство записи изображения и устройство обработки данных с вычислительным блоком, которое по сигналам, полученным от детектора в процессе съемки, рассчитывает изображение кругового обзора. Детектор содержит один или несколько ПЗС-сенсоров, расположенных так, что в их зоне изображения отражается вторичная щель. С помощью хронирующего генератора изображения, соответствующие световым изображениям во вторичной щели, складываются в ПЗС-сенсоре в одно общее изображение. Из зоны изображения передаются в накопительную зону, затем считываются сдвиговым регистром и поступают в аналого-цифровой преобразователь. Тактовая частота выбрана так, что изображения поступают в накопительную зону, а потом построчно считываются сдвиговым регистром с такой же скоростью, с какой при обычной технике съемки рентгеновская пленка проходит мимо вторичной щели. Это устройство обладает ограниченными функциональными возможностями, связанными с невозможностью изменения пространственного разрешения (например, повышения пространственного разрешения) без изменения конструктивного выполнения блока детектирования, с невозможностью получения поперечных томографических изображений и трехмерного изображения диагностируемого объекта за один цикл диагностики, и, кроме этого, создает большую дозовую нагрузку на диагностируемый объект в целом из-за наличия между камерами в блоке детектирования, заполненными сцинтилляционным материалом, "мертвой зоны", а также за счет световых потерь в сцинтилляционном детекторе на границе сцинтилляционный кристалл оптическое волокно, в самом оптическом волокне, на границе оптическое волокно фотоприемный элемент ПЗС-матрицы, а, следовательно, низкого коэффициента использования излучения.

Все это ограничивает сферу его использования, особенно для целей медицинской диагностики.

Предлагаемый вычислительный томограф свободен от этих недостатков.

Целью изобретения является расширение функциональных возможностей, снижение дозовой нагрузки на диагностируемый объект, повышение точности томографических исследований.

Поставленная цель по варианту 1 достигается тем, что блок детектирования дополнительно снабжен узлом проецирования, размещенным вдоль оптической оси между узлом сцинтиллятора и узлом сцинтиллятора и узлом матричного фотодетектора, и выполненным в виде панкратического объектива, плоскость предметов которого размещена внутри сцинтиллятора, а плоскость изображений сопряжена с входной плоскостью узла матричного фотодетектора, при этом выходная плоскость узла сцинтиллятора и входная плоскость узла матричного фотодетектора снабжены просветляющим покрытием, а блок обработки информации дополнительно снабжен буферным запоминающим устройством, соединенным с аналого-цифровым преобразователем, программируемым цифровым коммутатором, цифровым сумматором, многоканальным блоком видеопамяти и реконструкционным вычислителем, при этом информационный вход программируемого цифрового коммутатора соединен с выходом буферного запоминающего устройства, управляющий вход с шиной ЭВМ, а его выход с цифровым сумматором, выход которого соединен с шиной ЭВМ, реконструкционный вычислитель с входом, соединенным с выходом программируемого цифрового коммутатора, соединен через многоканальный блок видеопамяти, количество каналов которого равно количеству строк матричного фотодетектора, с шиной ЭВМ, элементы управления временными режимами выполнены в виде блока управления и задания временных циклов, вход которого соединен с шиной ЭВМ, а выход с управляющим входом узла матричного фотодетектора. При этом толщина просветляющих покрытий сцинтиллятора и матричного фотодетектора равна половине эффективной длины волны оптического диапазона энергии, излучаемой сцинтиллятором, а вдоль входа оптического луча, между сцинтиллятором и панкратическим объективом, установлено зеркало под углом к плоскости выхода сцинтиллятора, а сцинтиллятор выполнен монокристаллическим, причем входная плоскость по ходу луча монокристаллического сцинтиллятора имеет зеркальное покрытие. Кроме того, управляющий вход привода регулятора фокусного расстояния панкратического объектива соединен с управляющим выходом блока управления приводом регулятора фокусного расстояния панкратического объектива, управляющий вход которого подключен к шине ЭВМ, а управляющий вход привода пластин коллиматора соединен с управляющим выходом блока управления приводом пластин коллиматора, вход которого подключен к шине ЭВМ.

Поставленная цель по варианту 2 достигается тем, что блок детектирования дополнительно снабжен узлом проецирования, размещенным вдоль оптической оси между узлом сцинтиллятора и узлом матричного фотодетектора и выполненным в виде нескольких панкратических объективов, плоскости предметов которых проходят внутри сцинтиллятора с частичным перекрытием, плоскость изображений сопряжена с входной плоскостью матричного фотодетектора, при этом выходная плоскость сцинтиллятора и входная плоскость матричного фотодетектора снабжены просветляющими покрытиями, а блок обработки информации дополнительно снабжен буферным запоминающим устройством, соединенным с аналого-цифровым преобразователем, программируемым цифровым коммутатором, цифровым сумматором, многоканальным блоком видеопамяти и реконструкционным вычислителем, выполненным многоканальным, при этом вход его соединен с выходом буферного запоминающего устройства, а число каналов равно количеству строк матричного фотодетектора, информационный вход программируемого цифрового коммутатора соединен с выходом буферного запоминающего устройства, управляющий вход с шиной ЭВМ, а его выход с цифровым сумматором, выход которого соединен с шиной ЭВМ, реконструкционный вычислитель соединен через многоканальный блок видеопамяти, количество каналов которого равно количеству строк матричного фотодетектора, с входом шины ЭВМ, а элементы управления временными режимами выполнены в виде блока управления и задания временных циклов, вход которого соединен с шиной ЭВМ, а выход с управляющим входом узла матричного фотодетектора. При этом сцинтиллятор выполнен монокристаллическим, а монокристаллический сцинтиллятор выполнен составным. Кроме того, узел матричного фотодетектора содержит несколько матричных фотодетекторов, а управляющий вход привода пластин коллиматора соединен с управляющим выходом блока управления приводом пластин коллиматора, вход которого подключен к шине ЭВМ.

На фиг. 1 представлена структурная схема первого варианта устройства. На фиг. 2 представлена структурная схема второго варианта устройства. На фиг. 3 представлена оптическая схема блока детектирования. На фиг. 4 представлена оптическая схема блока детектирования с зеркалом. На фиг. 5 представлена структурная схема многоканального блока детектирования. На фиг. 6 представлена схема выборки данных из буферного запоминающего устройства для восстановления рентгеновского изображения диагностируемого объекта. На фиг. 7 представлена схема выборки данных из буферного запоминающего устройства для восстановления панорамного томографического изображения диагностируемого объекта. На фиг. 8 представлена структурная схема устройства, интерпретирующая режим получения поперечных томографических изображений и трехмерного изображения диагностируемого объекта.

Вычислительный томограф (см. фиг. 1, фиг 2, фиг. 3 и фиг. 4) содержит источник 1 рентгеновского излучения с регулируемым коллиматором 2, позволяющим изменять толщину веерного пучка рентгеновского излучения с помощью пластин 3, управляемых от ЭВМ через блок управления 4 и привод 5, блок детектирования 6, состоящий из узла сцинтиллятора 7 (например, монокристаллического), узла проецирования 8 (например, панкратического объектива), фокусное расстояние которого регулируется от ЭВМ через блок управления 9 и привод 10, матричного фотодетектора 11 с m x n фотоприемных элементов 12 и усилителем-формирователем, аналого-цифровой преобразователь 13, буферное запоминающее устройство 14, программируемый цифровой коммутатор 15, цифровой сумматор 16, блок 17 управления и задания временных циклов считывания, реконструкционный вычислитель 18, многоканальный реконструкционный вычислитель 19 (см. фиг. 2), многоканальный блок 20 видеопамяти, ЭВМ 21, телевизионный монитор 22. ЭВМ 21 имеет управляющий выход на вход матричного фотодетектора 11 через блок 17 управления и задания временных циклов считывания. Выходная плоскость монокристаллического сцинтиллятора 7 и входная плоскость матричного фотодетектора 11 имеют просветляющие покрытия 23 (просветляющее покрытие матричного фотодетектора 11 на фиг. 1, фиг. 2, фиг. 3 и фиг. 4 не показано). Плоскость предметов 24 панкратического объектива находится внутри монокристаллического сцинтиллятора 7. Источник и детектор соединены рамой 25. Исследуемый объект 26 располагают между источником рентгеновского излучения 1 и блоком детектирования 6. Зеркало 27 расположено между монокристаллическим сцинтиллятором 7 и панкратическим объективом 8 (см. 4).

Вычислительный томограф работает следующим образом.

В режимах получения рентгенографического теневого, панорамного томографического, томографического и трехмерного изображений исследуемого объекта 26 пластины 3 регулируемого коллиматора 2 образуют зазор, при котором пучок рентгеновского излучения от источника 1 имеет в основании размер, равный размеру чувствительной области монокристаллического сцинтиллятора 7 блока детектирования 6. Прошедшее через исследуемый объект 26 рентгеновское излучение попадает на монокристаллический сцинтиллятор 7 блока детектирования 6, в котором образуется теневое изображение в оптическом диапазоне просвечиваемой части диагностируемого объекта 26. Толщина используемого монокристаллического сцинтиллятора 7 определяется из условия, чтобы в нем поглощалось не менее 95% максимальной энергии рентгеновского излучения, соответствующей максимальному анодному напряжению на рентгеновской трубке из рабочего диапазона, при максимальном выходе фотонов оптического диапазона. Теневое изображение в оптическом диапазоне, сформированное в монокристаллическом сцинтилляторе 7, переносится с помощью панкратического объектива 8 на плоскость изображений этого объектива, в которой установлен матричный фотодетектор 11 (см. фиг. 3 и фиг. 4). При этом плоскость предметов 24 панкратического объектива 8 устанавливается внутри монокристаллического сцинтиллятора 7. В этом случае нерезкость изображения каждой точки проекции исследуемого объекта 26 в плоскости изображений панкратического объектива 8, т.е. в плоскости фотоприемных элементов 12 матричного фотодетектора 11, является минимальной. Таким образом выполняется условие получения максимально возможного контраста изображения на плоскости изображений панкратического объектива 8.

Для уменьшения световых потерь в процессе проецирования изображения на плоскость изображений на выходной плоскости монокристаллического сцинтиллятора 7 и входной плоскости матричного фотодетектора 11 наносится просветляющее покрытие 23 толщиной, равной половине эффективной длины волны спектра излучения в оптическом диапазоне монокристаллического сцинтиллятора 7 в случае, если спектр излучения сцинтиллятора является достаточно узким (т.е. спектр излучения близок к монохроматическому), и наносится многослойное просветляющее покрытие, если спектр излучения сцинтиллятора является широким. Проецирование изображения с плоскости предметов на плоскость изображений достигается установкой соответствующего фокусного расстояния у панкратического объектива 8 блока детектирования 6 с помощью соответствующего управляющего сигнала от ЭВМ 21, подаваемого на блок 9 управления приводом 10 регулятора фокусного расстояния панкратического объектива 8. По заданному значению фокусного расстояния в ЭВМ 21 определяются конкретные фотоприемные элементы 12 (см. фиг. 1, фиг. 2, фиг. 3 и фиг. 4) матричного фотоприемника 11, на которые спроецировано теневое изображение с монокристаллического сцинтиллятора 7. В этом случае при положении линз панкратического объектива 8 01, 02, 03 изображение проецируется на К1 фотоприемных элементов 12. При облучении исследуемого объекта 26 в этом режиме по сигналам от блока управления 17 производится последовательное считывание информации о степени засвечивания каждого фотоприемного элемента 12 в виде тока и далее информация через усилитель-формирователь поступает на вход аналого-цифрового преобразователя 13, с выхода которого в цифровом виде информация поступает в буферное запоминающее устройство 14. Информация в буферном запоминающем устройстве 14 накапливается и запоминается в цифровом виде. В описываемом случае массив данных в буферном запоминающем устройстве 14 образует (как видно из фиг. 3 и фиг. 4) К1 фотоприемный элемент.

По окончании первого цикла измерения, задаваемого блоком управления 17, интенсивности прошедшего через исследуемый объект 26 рентгеновского излучения в данной проекции сечения (цикле измерения), рама 25 с закрепленными на ней источником рентгеновского излучения 1 и блоком детектирования 6 поворачивается на определенный угол и осуществляется цикл измерения для следующей проекции. Процесс повторяется до формирования в буферном запоминающем устройстве 14 необходимого для выбранного режима массива данных по проекциям сечений исследуемого объекта 26. После этого вращение рамы прекращается, источник рентгеновского излучения 1 выключается.

После завершения процесса формирования массива данных в буферном запоминающем устройстве 14 описываемое устройство позволяет реализовать четыре режима восстановления изображения на экране телевизионного монитора 22. В режиме получения рентгенографического теневого изображения исследуемого объекта 26 устройство работает следующим образом. Цифровой коммутатор 15 производит построчную выборку чисел каждого цикла из буферного запоминающего устройства 14, которые поступают через цифровой сумматор 16 в ЭВМ 21. Принцип выборки цифрового коммутатора в этом режиме является следующим (см. фиг. 6). Цифровой коммутатор 15 производит выборку из буферного запоминающего устройства 14 чисел, соответствующих информации с первого по m фотоприемный элемент 12, первого цикла и далее чисел, соответствующих информации с первого по m фотоприемный элемент 12, m-го цикла и далее по всей строке аналогично до К-го цикла. Таким же образом цифровым коммутатором 15 производится выборка информации по n строкам (см. фиг. 6) матричного фотодетектора 11. Информация, выбираемая цифровым коммутатором 15 через цифровой сумматор 16, поступает в ЭВМ 21, которая восстанавливает рентгенографическое теневое изображение исследуемого объекта 26 по известным алгоритмам и выводит это изображение на экран телевизионного монитора 22. Причем каждому пикселу, выводимому на телевизионном мониторе 22 в описываемом режиме, соответствует одно число, выбранное цифровым коммутатором 15. В этом режиме размерность выводимого на экран телевизионного монитора 22 изображения будет (k x m) x n. Выводимая информация может быть сжата путем суммирования чисел, поступающих в цифровой сумматор 16, до передачи этих чисел в ЭВМ 21. В этом случае каждому пикселу выводимого телевизионным монитором 22 изображения будет соответствовать в зависимости от степени сжатия несколько пикселов исходного изображения.

В режиме получения панорамного томографического изображения исследуемого объекта 26 устройство работает следующим образом (см. фиг. 1 и фиг. 2). Цифровой коммутатор 15 производит выборку чисел из буферного запоминающего устройства 14, которые затем поступают в цифровой сумматор 16. Принцип выборки цифровым коммутатором 15 чисел из буферного запоминающего устройства 14 является следующим (см. фиг.7). В цифровой сумматор 16 из буферного запоминающего устройства 14 передается m-ное число первого цикла первой строки, соответствующее амплитуде сигнала с m-го фотоприемного элемента 12 матричного фотодетектора 11, размерностью m элементов в строке и n строк, далее в сумматор 16 передается m-1-е число второго цикла и т.д. до 1-го числа m-го цикла. При этом каждому циклу записи информации в буферное запоминающее устройство 14 соответствовало определенное положение или определенный угол поворота рамы 25. В цифровом сумматоре 16 производится суммирование этих чисел. Результатом суммирования является число, которому соответствует пиксел изображения, восстанавливаемого на экране телевизионного монитора 22. Информация о пикселе считывается в ЭВМ 21. Принцип формирования остальных пикселов как по строке, так и по n строкам матричного фотодетектора является аналогичным описанному выше. Информация о пикселах панорамного томографического изображения исследуемого объекта 26 считывается с цифрового сумматора 16 и накапливается в ЭВМ 21, которая восстанавливает изображение на экране телевизионного монитора 22 по известным алгоритмам.

Принцип суммирования чисел, соответствующих амплитудам сигналов с фотоприемных элементов 12, соответствует принципу накопления дозы в рентгеновских пленках, используемых в известных панорамных томографических рентгенодиагностических аппаратах. Причем, если в известных панорамных рентгенодиагностических аппаратах рентгеновская пленка движется мимо щелевого коллиматора синхронно вращению рентгеновского аппарата вокруг диагностируемого объекта, то для предлагаемого устройства эффект движения рентгеновской пленки заменен на эффект покадрового считывания информации с матричного фотодетектора 11 (т. е. считывания за один цикл информации со всех фотоприемных элементов 12 матричного фотодетектора 11) синхронно с вращением рамы 25, на которой закреплены рентгеновский источник излучения 1 и блок детектирования 6.

В то время, как для изменения формы томографической плоскости изображения (например, приведение снимаемого панорамного томографического изображения челюсти в соответствие с реальной формой зубной дуги) в известных дентальных панорамных томографах используется принцип механического смещения оси вращения рамы с закрепленными на ней источником рентгеновского излучения и кассетой с рентгеновской пленкой в процессе вращения вокруг исследуемого объекта, то в предлагаемом устройстве программное изменение периода считывания на блоке управления 17 с помощью ЭВМ 21 информации с матричного фотодетектора 11 при равномерном вращении рамы 25 относительно одной оси позволяет получить необходимую форму томографической плоскости восстанавливаемого на экране телевизионного монитора 22 изображения. Причем программное изменение периода считывания информации с матричного фотодетектора 11 в процессе вращения рамы вокруг исследуемого объекта 26 позволяет получить форму томографической плоскости максимально приближенной к форме, например, зубной дуги или иного требуемого объекта диагностики.

В то время как для изменения толщины томографического слоя (например, соответствие толщины томографического слоя реальной толщине зубной дуги) в известных дентальных панорамных томографах используется изменение ширины щели коллиматора, установленного перед рентгеновской пленкой, то использование предлагаемого устройства позволяет получить за один период вращения рамы вокруг исследуемого объекта 26 в буферном запоминающем устройстве 14 информацию, соответствующую широкому набору панорамных томографических изображений для различных значений эффективной толщины слоя. Это связано с тем, что в предлагаемом устройстве регистрация рентгеновского излучения, прошедшего исследуемый объект 26, производится блоком детектирования 6, в котором использован матричный фотодетектор 11, имеющий m столбцов фотоприемных элементов 12, а ширина коллимационной щели коллиматора 2 устанавливается таким образом, чтобы рентгеновское излучение попадало на монокристаллический сцинтиллятор 7, а с него изображение уже в оптическом диапазоне энергии проецировалось с помощью панкратического объектива 8 на матричный детектор 11. Поскольку в процессе записи информации в буферное запоминающее устройство 14 участвуют все m столбцов фотоприемных элементов 12, то, следовательно, в буферном запоминающем устройстве 14 после окончания одного сканирования исследуемого объекта 26 содержится информация, соответствующая панорамным томографическим изображениям, восстанавливаемым ЭВМ 21 на экране телевизионного монитора 22 при выборке чисел, соответствующих разному количеству столбцов фотоприемных элементов 12 матричного фотодетектора 11, с буферного запоминающего устройства 14, цифровым коммутатором 15 по программе, задаваемой ЭВМ 21. Т.е. при выборке с буферного запоминающего устройства 14 информации, полученной только с фотоприемных элементов 12, расположенных на меньшем количестве столбцов, чем m, и последующем формировании пикселов панорамного томографического изображения по алгоритму, описанному ранее, толщина томографического слоя на восстановленном изображении будет шире, чем при восстановлении панорамного томографического изображения, основанного на информации с m столбцов фотоприемных элементов 12 (это аналогично получению панорамного томографического изображения на известном панорамном томографе при диагностике объекта сначала с узкой коллимационной щелью, а затем повторная диагностика с широкой коллимационной щелью).

Следовательно, изменение количества выбираемых из буферного запоминающего устройства 14 чисел, соответствующих информации, получаемой с фотоприемных элементов 12, расположенных на разных количествах столбцов, не равных m, матричного фотодетектора 11 цифровым коммутатором 15, и считывание этой информации после суммирования в цифровом сумматоре 16 в ЭВМ 21 позволяет восстановить изображения на экране телевизионного монитора 22 от панорамного томографического с различной толщиной томографического слоя, зонографического изображения и до рентгенографического изображения исследуемого объекта 26.

В режиме получения томографического изображения поперечного среза исследуемого объекта 26 устройство работает следующим образом (см. фиг. 1, фиг. 8). После окончания одного сканирования исследуемого объекта 26 в режиме, описанном ранее для получения панорамного томографического или рентгенографического изображения, в буферном запоминающем устройстве 14 содержится информация и о томографических изображениях поперечных срезов исследуемого объекта 26. Цифровой коммутатор 15 производит выборку чисел из буферного запоминающего устройства 14, соответствующих информации, полученной с m фотоприемных элементов 12, расположенных на одной строке матричного фотоприемника 11 и полученных в течение поворота рамы 25, с закрепленными на ней источником рентгеновского излучения 1 и блоком детектирования 6 вокруг исследуемого объекта 26. Эти числа считываются с цифрового коммутатора 15 в реконструкционный вычислитель 18, который по известным программам реконструкции поперечных томографических изображений, например с использованием преобразования Радона, восстанавливает поперечное томографическое изображение слоя исследуемого объекта, соответствующего той строке фотоприемных элементов 12 матричного фотодетектора 11, информация с которых хранилась в буферном запоминающем устройстве 14, считывалась цифровым коммутатором 15 в реконструкционный вычислитель 18. Для этого режима работы предлагаемого устройства принцип выборки информации цифровым коммутатором 15 из буферного запоминающего устройства 14 является следующим. Цифровой коммутатор 15 производит считывание в реконструкционный вычислитель 18 информации из буферного запоминающего устройства 14 в виде чисел, соответствующих информации, полученной с 1-го по m-й фотоприемный элемент 1-го цикла, с 1-го по m-й элемент 2-го цикла и, таким образом, до выборки с 1-го по m-й элемент К-го цикла считывания одной строки матричного фотодетектора 11. Реконструкционный вычислитель 18 по известным программам рассчитывает пикселы восстановленного томографического изображения поперечного сечения исследуемого объекта 26, информация о которых считывается в многоканальный блок видеопамяти 20, а затем в ЭВМ 21. ЭВМ 21 производит восстановление изображения поперечного сечения исследуемого объекта 26 по известному алгоритму на экране телевизионного монитора 22.

В режиме получения трехмерного изображения исследуемой области объекта 26 устройство работает следующим образом (см. фиг. 1, фиг. 8). После окончания одного сканирования исследуемого объекта 26 в режиме получения панорамного томографического или рентгенографического изображения, описанном выше, в буферном запоминающем устройстве 14 содержится информация о томографических изображениях поперечных срезов исследуемого объекта 26. Цифровой коммутатор 15 производит выборку чисел из буферного запоминающего устройства 14, соответствующих информации, полученной с m фотоприемных элементов 12, расположенных на первой строке матричного фотоприемника 11 (см. фиг. 8), затем на второй строке и далее на всех остальных n строках и полученных в течение поворота рамы 25 с закрепленными на ней источником рентгеновского излучения 1 и блоком детектирования 6 вокруг исследуемого объекта 26. Эти числа считываются в реконструкционный вычислитель 18, который по известным программам реконструкции поперечных томографических изображений восстанавливает поперечное томографическое изображение первого слоя исследуемого объекта 26 на основании информации, полученной с фотоприемных элементов 12 первой строки матричного фотодетектора 11, рассчитывает пикселы восстановленного томографического изображения, информация о которых считывается в первый канал n-канальной видеопамяти 20. Затем аналогично реконструкционный вычислитель 18 на основании информации, считываемой из буферного запоминающего устройства 14, через цифровой коммутатор 15 восстанавливает поперечное томографическое изображение второго слоя, рассчитывает пикселы этого восстановленного изображения, информация о которых считывается во второй канал n-канальной видеопамяти 20. Далее аналогично в n-канальную видеопамять 2 считывается информация в третий канал о третьем слое и далее информация считывается в n канал о n слое. Таким образом (см. фиг. 8), в n-канальной видеопамяти содержится информация о n слоях поперечных сечений исследуемого объекта 26. Эта информация считывается в ЭВМ 21, которая по известным программам восстанавливает трехмерное изображение исследуемого объекта 26 на экране телевизионного монитора 22.

Процесс восстановления трехмерного изображения будет значительно короче при использовании в предлагаемом устройстве 4 n-канального реконструкционного вычислителя 19 (см. фиг. 2). В этом случае информация о томографических изображениях n слоев считывается в n-канальный блок 19 с буферного запоминающего устройства 14, причем в первый канал считывается информация, соответствующая первому слою исследуемого объекта 26, во второй канал - второму и далее до n-го канала, в который считывается информация, соответствующая n-му слою исследуемого объекта 26, n-канальный блок 19 производит параллельно по n каналам реконструкцию поперечных томографических изображений и после реконструкции изображений с него считывается информация в n-канальную видеопамять 20, причем информация, соответствующая первому слою, считывается в первый канал видеопамяти 20, второму слою во второй канал и так далее до n-го слоя, информация о котором считывается в n-й канал. Принцип восстановления трехмерного изображения исследуемого объекта 26 на телевизионном мониторе 22 при помощи ЭВМ 21 является аналогичным описанному выше.

В описываемых выше режимах в формировании массивов информации в буферном запоминающем устройстве 14 участвовали только фотоприемные элементы 12 матричного фотодетектора 11, на которые было спроецировано теневое изображение, возникающее в монокристаллическом сцинтилляторе 7. Как показано на фиг. 3 и фиг. 4, этим режимам соответствует К1 фотоприемных элементов 12 (на фиг. 3 и фиг. 4 показана оптическая схема только одной боковой проекции) матричного фотодетектора 11.

В случае необходимости получения более детального изображения какой-либо области рассматриваемого сечения объекта 26 с ЭВМ 21 задаются границы этой области. В этом режиме (см. фиг. 1, фиг. 2, фиг. 3, фиг. 4) ЭВМ 21 определяет, на какие фотоприемные элементы 12 матричного фотодетектора 11 проецировалось изображение обозначенной области в режиме обзора в результате поворота рамы вокруг исследуемого объекта 26. Затем ЭВМ 21 выдает сигнал на блок 4 управления приводами 5, в результате чего пластины 3 регулируемого коллиматора 2 устанавливаются таким образом, что вновь сформированный пучок рентгеновского излучения будет проходить в процессе поворота ту часть исследуемого объекта 26, в которой находится соответствующая обозначенная область. Затем от ЭВМ 21 на блоки 9 управления приводами 10 регуляторов фокусного расстояния панкратического объектива 8 блока детектирования 6 подается сигнал изменения фокусного расстояния панкратического объектива 8. По этому сигналу привод 10 перемещает линзы панкратического объектива 8 (см. фиг. 3 и фиг. 4) из положений О2, О3 в положения О4, О5 соответственно. В этом случае увеличивается количество фотоприемных элементов 12 матричного детектора 11, приходящихся на единицу площади изображения, проецируемого с монокристаллического сцинтиллятора 7. То есть, проекция изображения (см. фиг. 3 и фиг. 4), линейный размер которого в режиме обзора был К1, становится равным К2. Таким образом, поскольку матричный фотодетектор 11 является многоканальным, то в первом случае (режим обзора) в регистрации изображения участвует меньшее число фотоприемных элементов 12, а интенсивность светового излучения от монокристаллического сцинтиллятора 7 на каждый элемент больше, что сокращает время накопления информации матричным фотодетектором 11 и требует меньшую дозу облучения исследуемого объекта 26. Во втором случае (режим локального обследования с повышенным разрешением) в регистрации изображения участвует большее количество фотоприемных элементов 12, что повышает пространственное разрешение блока детектирования 6, но в то же время требуется увеличение дозы облучения исследуемого объекта 26. Однако в этом случае с помощью регулируемого щелевого коллиматора 2 проводится локализация облучения только требуемой области исследуемого объекта 26. То есть, в процессе исследования локальной области объекта 26 облучение проводится только этой области, что снижает дозовую нагрузку на весь объект 26 в целом.

Кроме вышеперечисленных функций и режимов работы, предлагаемое устройство позволяет практически неограниченно наращивать площадь чувствительной поверхности блока детектирования 6, что необходимо для проведения диагностики крупногабаритных объектов с высоким пространственным разрешением. Площадь чувствительной поверхности блока детектирования 6 может быть увеличена (см. фиг. 5) за счет использования одного монокристаллического сцинтиллятора 7, К панкратических объективов 2 и К матричных фотодетекторов 11, где К любое целое число. Причем плоскости предметов соседних панкратических объективов 8 устанавливаются в объеме монокристаллического сцинтиллятора 7 и частично перекрываются. В этом случае исключается образование "мертвой зоны" в монокристаллическом сцинтилляторе 7 при неточном совмещении плоскостей предметов 24 соседних панкратических объективов 8. При использовании такого принципа построения блока детектирования 6 информация с фотоприемных элементов 12, участвующих в получении изображения, возникающего в области частичного перекрытия плоскостей предметов 24 соседних панкратических объективов 8, в процессе обработки нормализуется по известным алгоритмам (т.е. производится программная стыковка информации с фотоприемных элементов 12 в процессе предварительной обработки).

В предлагаемом устройстве блока детектирования 6 использован составной монокристаллический сцинтиллятор 7 (см. фиг. 5). В этом случае стык между соседними монокристаллическими сцинтилляторами 7 должен находиться в области частичного перекрытия плоскостей предметов 24 соседних панкратических объективов 8, причем плоскость стыка между соседними монокристаллическими сцинтилляторами 7 расположена под углом к поверхности монокристаллического сцинтиллятора, на которую падает рентгеновское излучение. В этом случае исключается потеря информации на стыке монокристаллических сцинтилляторов 7, т.е. исключается образование "мертвой зоны".

Для увеличения светосбора с используемого монокристаллического сцинтиллятора 7 плоскость, на которую падает рентгеновское излучение, имеет зеркальное покрытие, матричный фотодетектор 11 может быть вынесен из пучка рентгеновского излучения при установке зеркала между монокристаллическим сцинтиллятором 7 и панкратическим объективом 8 под углом к выходной плоскости монокристаллического сцинтиллятора 7 (см. фиг. 4). Это позволит избежать облучения матричного фотодетектора 11 рентгеновским излучением, что особенно важно в промышленных интроскопах, где используется высокоэнергетическое тормозное и гамма-излучение.

Кроме вышеперечисленных преимуществ, предлагаемое устройство блока детектирования 6 позволяет избежать потерь информации, связанных с наличием "мертвых зон" между детекторами известных многоканальных блоков детектирования (наличия зазоров между соседними детекторами в известных многоканальных блоках детектирования), а это позволяет увеличить квантовую эффективность блока детектирования в целом и, следовательно, снижает лучевую нагрузку на исследуемый объект 26. Это связано с тем, что наличие монокристаллического сцинтиллятора 7 (см. фиг. 1, фиг. 2) позволяет получить в плоскости предметов 24 непрерывное теневое изображение, которое проецируется с помощью панкратического объектива 8 на матричный фотодетектор 11, вместе с этим кванты рентгеновского излучения, претерпевшие взаимодействие в монокристаллическом сцинтилляторе 7, в области вне плоскости предметов создают изображение, которое также проецируется на матричный фотодетектор 11, но в более расфокусированном виде, а так как в процессе взаимодействия квантов рентгеновского излучения с веществом монокристаллического сцинтиллятора 7 образуется большое количество фотонов оптического диапазона, то при проецировании изображения, полученного в объеме монокристаллического сцинтиллятора 7 панкратическим объективом 8, часть фотонов регистрируется соседними фотоприемными элементами 12 матричного фотодетектора 11. В связи с этим не происходит потерь информации, связанных с дискретной структурой фотоприемных элементов 12, в то время как при попадании кванта рентгеновского излучения между соседними детекторами известных многоканальных блоков детектирования они не могут быть зарегистрированы.

Таким образом предлагаемый вычислительный томограф позволяет расширить его функциональные возможности, а именно позволяет за один цикл диагностики (т.е. за одно сканирование исследуемого объекта) получить панорамное томографическое изображение различных выделяемых слоев с различной толщиной слоя исследуемого объекта, поперечные томографические изображения n сечений диагностируемого объекта (где n количество строк матричного фотодетектора), получить трехмерное изображение исследуемой области объекта, позволяет производить исследования диагностируемого объекта с изменяемым пространственным разрешением, производить обследование локальных областей объекта с повышенным пространственным разрешением, а это дает возможность повысить точность диагностики. Принцип построения блока детектирования предлагаемого устройства позволяет повысить коэффициент светосбора с монокристаллического сцинтиллятора, исключить так называемые "мертвые зоны" (пространства между дискретными детекторами в известных матричных и линейных детекторах), а это дает возможность сократить экспозиционную дозу облучения, а при обследовании локальных областей объекта позволит сократить поверхность облучения, что также уменьшит дозовую нагрузку на диагностируемый объект в целом.

Список использованной литературы 1. Проспекты фирм, производящих дентальные панорамные томографы: проспект на ортодентопантомограф типа РМ 2002 СС, фирмы PLANMECA OY, Finland; проспект на дентальный томограф типа ROTOGRAF фирмы VILLA SISTEMI MEDICALI s.r.l. Italy.

2. Зубоврачебная рентгеновская установка, патент ФРГ, заявка N 3937077, мки A 61 B 6/02, 6/14, H 05 G 1/60, опубликованная 10.05.90 г.

3. Панорамный томографический рентгеновский аппарат, используемый в стоматологии, патент США N 4741007, мки A 61 B 6/04, опубликован 26.04.88 г.

4. Стоматологический рентгенодиагностический аппарат для получения панорамных послойных снимков челюсти пациента, Европатент, заявка N 0279293, мки A 61 B 6/14, опубликованная 24.08.88 г.

5. Способ получения непрерывной панорамной рентгенограммы с помощью набора отдельных серий экспозиций, Европатент, заявка N 0379331, мки A 61 B 6/14, опубликованная 25.07.90 г.

6. Проспекты фирм, производящих вычислительные томографы: проспект на томографы SOMATOM CR, SOMATOM PLUS, фирмы SIEMENS; проспект на томографы TOMOSCAN CX/S фирмы PHILIPS.

7. Рентгеновский компьютерный томограф четвертого поколения, патент Японии, заявка N 2-52501? мки A 61 B 6/03, опубликованная 13.11.90 г.

8. Компьютерный томограф, патент Японии, заявка N 2-60330, мки A 61 B 6/02, G 01 N 23/18, H 01 J 37/22, опубликованная 17.12.90 г.

9. Поточная линия проверки материала с помощью рентгеновского излучения, патент Великобритании, заявка N 2225423, мки G 01 N 23/02, опубликованная 30.05.90 г.

10. Способ и устройство получения трехмерных изображений при двумерном измерении ослабленного излучения, патент Франции, заявка N 2615619, мки G 01 N 23/08, G 06 P 15/64, A 61 B 6/03, опубликованная 25.11.88 г.

11. Рентгеновский компьютерный томограф и твердотельный датчик излучения, патент Японии, заявка N 2-145946, мки G 01 N 23/04, A 61 B 6/03, G 01 T 1/20, H 01 L 31/09, опубликованная 05.06.90 г.

12. Способ и устройство для улучшения качества радиационных изображений, патент ФРГ, заявка N 3705605, мки G 01 N 23/04, G 03 B 42/02, H 05 G 1/66, H 01 J 35/06, H 04 N 7/18, H 05 G 1/64, H 04 N 5/32.

13. Вычислительный томограф, патент СССР N 1702771, мки G 01 N 23/08, A 61 B 6/03, 1990 г.

14. Стоматологический рентгенодиагностический аппарат для получения панорамных послойных снимков челюсти пациента, Европатент, заявка N 0279294, мки A 61 B 6/14, 6/03, G 01 T 1/00, опубликованная 24.08.88 г.

Формула изобретения

1. Вычислительный томограф, содержащий источник рентгеновского излучения с регулируемым коллиматором, кинематически связанный с блоком детектирования, с возможностью перемещения их относительно исследуемого объекта, блок обработки информации, включающий аналого-цифровой преобразователь, элементы управления временными режимами и электронно-вычислительную машину с телевизионным монитором, при этом блок детектирования содержит узел сцинтиллятора и узел матричного фотодетектора, соединенный с аналого-цифровым преобразователем, отличающийся тем, что блок детектирования дополнительно снабжен узлом проецирования, размещенным вдоль оптической оси между узлом сцинтиллятора и узлом матричного фотодетектора, выполненным в виде панкратического объектива, плоскость предметов которого размещена внутри сцинтиллятора, а плоскость изображений сопряжена с входной плоскостью узла матричного фотодетектора, при этом выходная плоскость узла сцинтиллятора и входная плоскость узла матричного фотодетектора снабжены просветляющем покрытием, а блок обработки информации дополнительно снабжен буферным запоминающим устройством, соединенным с аналого-цифровым преобразователем, программируемым цифровым коммутатором, цифровым сумматором, многоканальным блоком видеопамяти и реконструкционным вычислителем, при этом информационный вход программируемого цифрового коммутатора соединен с выходом буферного запоминающего устройства, управляющий вход с шиной электронно-вычислительной машинны, а его выход с цифровым сумматором, выход которого соединен с шиной электронно-вычислительной машины, реконструкционный вычислитель с входом, соединенным с выходом программируемого цифрового коммутатора, соединен через многоканальный блок видеопамяти, количество каналов которого равно количеству строк матричного фотодетектора, с шиной электронно-вычислительной машины, элементы управления временными режимами выполнены в виде блока управления и задания временных циклов, вход которого соединен с шиной электронно-вычислительной машины, а выход с управляющим входом узла матричного фотодетектора.

2. Томограф по п.1, отличающийся тем, что толщина просветляющих покрытий сцинтиллятора и матричного фотодетектора равна половине эффективной длины волны оптического диапазона энергии, излучаемой сцинтиллятором.

3. Томограф по п.1, отличающийся тем, что вдоль хода оптического луча, между сцинтиллятором и панкратическим объективом установлено зеркало, под углом к плоскости выхода сцинтиллятора.

4. Томограф по п.1, отличающийся тем, что сцинтиллятор выполнен монокристаллическим.

5. Томограф по п.1, отличающийся тем, что входная плоскость по ходу луча монокристаллического сцинтиллятора имеет зеркальное покрытие.

6. Томограф по п.1, отличающийся тем, что управляющий вход привода регулятора фокусного расстояния панкратического объектива соединен с управляющим выходом блока управления приводом регулятора фокусного расстояния панкратического объектива, управляющей вход которого подключен к шине электронно-вычислительной машины.

7. Томограф по п. 1, отличающийся тем, что управляющий вход привода пластин коллиматора соединен с управляющем выходом блока управления приводом пластин коллиматора, вход которого подключен к шине электронно-вычислительной машины.

8. Томограф, содержащей источник рентгеновского излучения с регулируемым коллиматором, кинематически связанный с блоком детектирования с возможностью перемещения их относительно исследуемого объекта, блок обработки информации, включающий аналого-цифровой преобразователь, элементы управления временными режимами и электронно-вычислительную машину с телевизионным монитором, при этом блок детектирования содержит узел сцинтиллятора и узел матричного фотодетектора, соединенный с аналого-цифровым преобразователем, отличающийся тем, что блок детектирования дополнительно снабжен узлом проецирования, размещенным вдоль оптической оси между узлом сцинтиллятора и узлом матричного фотодетектора, и выполненным в виде нескольких панкратических объективов, плоскости предметов которых проходят внутри сцинтиллятора, с частичным перекрытием, плоскость изображений сопряжена с входной плоскостью узла матричного фотодетектора, при этом выходная плоскость сцинтиллятора и входная плоскость матричного фотодетектора снабжены просветляющими покрытиями, а блок обработки информации дополнительно снабжен буферным запоминающем устройством, соединенным с аналого-цифровым преобразователем, программируемым цифровым коммутатором, цифровым сумматором, многоканальным блоком видеопамяти и реконструкционным вычислителем, выполненным многоканальным, при этом вход его соединен с выходом буферного запоминающего устройства, а число каналов равно количеству строк матричного фотодетектора, информационный вход программируемого цифрового коммутатора соединен с выходом буферного запоминающего устройства, управляющий вход с шиной электронно-вычислительной машины, а его выход с цифровым сумматором, выход которого соединен с шиной электронно-вычислительной машины, реконструкционный вычислитель соединен через многоканальный блок видеопамяти, количество каналов которого равно количеству строк матричного фотодетектора, с входом шины электронно-вычислительной машины, а элементы управления временными режимами выполнены в виде блока управления и задания временных циклов, вход которого соединен с шиной электронно-вычислительной машины, а выход с управляющем входом узла матричного фотодетектора.

9. Томограф по п. 8, отличающийся тем, что сцинтиллятор выполнен монокристаллическим.

10. Томограф по п. 9, отличающийся тем, что монокристаллический сцинтиллятор выполнен составным.

11. Томограф по п. 8, отличающийся тем, что узел матричного фотодетектора содержит несколько матричных фотодетекторов.

12. Томограф по п. 8, отличающийся тем, что управляющий вход привода пластин коллиматора соединен с управляющем выходом блока управления приводом пластин коллиматора, вход которого подключен к шине электронно-вычислительной машины.

РИСУНКИ

Рисунок 1, Рисунок 2, Рисунок 3, Рисунок 4, Рисунок 5, Рисунок 6, Рисунок 7, Рисунок 8