Способ вычислительной томографии и устройство для медицинской диагностики

 

Изобретение используется в медицине при диагностике заболеваний внутренних органов. Способ заключается в прерывистом облучении диагностируемого объекта узким пучком рентгеновского излучения и развитии его по чувствительной поверхности формирователя изображения посредством вращения непрозрачного обтюратора с щелями заранее заданной формы. Пошаговое относительное перемещение источника излучения и диагностируемого объекта, а также считывание информации с каждой части формирователя изображения после окончания экспонирования проводят во время прерывания пучка. Устройство содержит укрепленные на штативе рентгеновский излучатель и многоэлементный позиционно-чувствительный формирователь изображения, блок управления считыванием, процессор и обтюратор с электроприводом и датчиком углового поворота, подключенным к блоку синхронизации. Изобретение позволяет снизить дозу рентгеновского облучения, воздействующую на диагностируемый объект, повысить достоверность получаемой информации за счет повышения разрешающей способности. 2 с. и 2 з.п. ф-лы, 4 ил.

Изобретение относится к области биологии и медицины и может быть использовано при диагностике заболеваний внутренних органов.

Известен способ (1, пат. РФ N 2078540 от 04.08.92 г., A 61 B 6/03) рентгеновской томографии, заключающийся в просвечивании рентгеновским излучением биообъекта и получении его изображения на носителе информации, например фотопленке, при этом сканирование осуществляют посредством отклонения рентгеновской трубки, а рабочий пучок рентгеновских лучей пропускают через шторки дополнительной диафрагмы, причем раскрытие шторок осуществляют синхронно и пропорционально углу отклонения рентгеновской трубки от горизонтального положения. Этот способ позволяет добиться некоторого снижения дозовой нагрузки на диагностируемый объект при использовании в качестве носителя информации фотопленки, обладающей сравнительно узким диапазоном регистрации, но не может быть эффективно использован при применении быстродействующего широкодиапазонного цифрового преобразователя рентгеновского изображения.

Известен способ (2, пат. РФ N 2098795 от 27.10.94 г., G 01 N 23/00) вычислительной томографии, характеризующийся тем, что пучок от точечного источника излучения направляют через объект контроля, совершающий сканирование, на линейную матрицу детекторов, регистрируют интенсивность излучения в каждом из детекторов матрицы, обрабатывают полученную информацию в ЭВМ и восстанавливают внутреннюю структуру объекта контроля. Особенностью способа 2 является калибровка системы путем вывода матрицы из "тени" диагностируемого объекта.

Способ сканирования тела (3, пат. США N 5.404,387 от 04.04.95 г., H 05 G 1/42), частично сходный со способом 2, отличается тем, что пучок рентгеновского излучения направляют через коллиматор, который содержит ряд раздельных параллельных пластин, т.е. на диагностируемый объект попадает несколько параллельных пучков излучения.

Наиболее близким техническим решением к заявляемому способу является способ, реализованный в рентгенографической установке (4, пат. РФ N 2098929 от 29.05.95 г. , H 05 G 1/26, A 61 В 6/00), заключающийся в коллимировании излучения от точечного источника в широкий веерный пучок с профилем, соответствующим размерам чувствительной к излучению поверхности многоэлементного позиционно-чувствительного формирователя изображения (МПФИ), относительном пошаговом перемещении источника излучения и диагностируемого объекта, проецировании прошедшего излучения на формирователь изображения и осуществлении обработки и визуализации полученной информации.

Общим недостатком перечисленных способов является большая дозовая нагрузка, связанная с непрерывным облучением диагностируемого объекта довольно широким пучком рентгеновского излучения. Недостаточная достоверность способа, связанная с неудовлетворительной разрешающей способностью устройств, реализующих перечисленные способы, является вторым существенным недостатком перечисленных способов.

В известных цифровых рентгеновских установках для маммографии (5, 6, пат. США N 5584292 от 17.12.96 г., 600/567 и N 5715292 от 02.03.98 г., G O1 Т 1/20), содержащих источник рентгеновского излучения, ПЗС-матрицу, блок управления считыванием и блок обработки информации, решаются задачи усиления изображения благодаря использованию сцинтилляционного материала, расположенного на чувствительной поверхности ПЗС-матрицы и использованию волоконно-оптических соединителей. Перечисленные устройства, содержащие ПЗС-матрицу в качестве формирователя видеоизображений, предназначены для получения плоских изображений неподвижных объектов. При использовании их для целей томографии, т.е. для получения информации при перемещении источника излучения относительно объекта сканирования, они характеризуются невысоким пространственным разрешением, связанным с явлением "смаза", характерного для ПЗС-матрицы искажения сигналов изображения, изменяющегося в процессе регистрации. Уменьшение влияния "смаза" в известных способах достигается только при снижении быстродействия, из-за чего увеличивается продолжительность процедуры томографирования и, таким образом, увеличивается дозовая нагрузка на диагностируемый объект.

Известен также рентгеновский вычислительный томограф (7, пат. РФ N 2098796, от 29.04.96 г. , G 01 N 23/00), содержащий расположенный по одну сторону от диагностируемого объекта источник излучения с коллиматором, по другую - детектор излучения с блоком вычислительной обработки, выход которого соединен с блоком воспроизведения информации, блок сканирования, причем источник излучения выполнен в виде рентгеновской трубки с однострочной разверткой электронного луча и прострельной мишенью с чередующимися вставками из поглощающего материала, коллиматор выполнен в виде пластины с отверстиями, каждое из которых располагается напротив соответствующей вставки мишени, в результате чего формируется несколько параллельных веерных пучков по высоте диагностируемого объекта, детектор излучения выполнен в виде набора линейных детекторных матриц, располагаемых на пути веерных пучков, а блок электронно-вычислительной обработки подключен своими входами к каждому из детекторов матрицы.

Устройство (7) характеризуется достоверностью благодаря большому объему получаемой информации, однако сложность конструкции рентгеновской трубки и использование для облучения нескольких параллельных веерных пучков, повышающее дозовую нагрузку на диагностируемый объект, являются его существенными недостатками.

Наиболее близким техническим решением к предлагаемому устройству является устройство для медицинской диагностики (4), содержащее укрепленные на штативе рентгеновский излучатель с щелевым коллиматором, и многоэлементный позиционно-чувствительный формирователь изображения, блок управления считыванием, связанный с процессором, соединенным с монитором.

Недостатком перечисленных способов и устройств является значительная дозовая нагрузка на диагностируемый объект, постоянно облучаемый в течение всего процесса томографирования как излучением от точечного источника, необходимым для получения изображения, так и рассеянным излучением.

Другим недостатком известных устройств и способов является неудовлетворительная достоверность, связанная с недостаточной разрешающей способностью, ограничиваемой влиянием на МПФИ рассеянного излучения и, так называемым, сигналом "смаза", возникающим в МПФИ в моменты относительного перемещения источника излучения и объекта контроля. Уменьшение влияния "смаза" в известных способах достигается только при снижении быстродействия, что, в свою очередь, увеличивает дозовую нагрузку на пациента из-за увеличения времени его облучения.

Техническими результатами предлагаемого способа и устройства являются относительно низкая доза рентгеновского облучения, воздействующая на диагностируемый объект, более высокая достоверность получаемой информации, связанная с повышением разрешающей способности, относительная простота реализации конструкции.

Технические результаты в способе вычислительной томографии, заключающемся в коллимировании излучения от точечного источника в широкий веерный пучок с профилем, соответствующим размерам чувствительной к излучению поверхности многоэлементного позиционно-чувствительного формирователя изображения, относительном пошаговом перемещении источника излучения и диагностируемого объекта, проецировании прошедшего излучения на формирователь изображения и осуществлении обработки и визуализации полученной информации, достигаются тем, что из широкого веерного пучка формируют узкий пучок излучения и осуществляют его развертку по чувствительной поверхности формирователя изображения посредством вращения непрозрачного для рентгеновских лучей обтюратора, снабженного щелями заранее заданной формы, при этом пошаговое относительное перемещение источника излучения и диагностируемого объекта, а также считывание информации с каждой части формирователя изображения после окончания экспонирования проводят во время прерывания пучка.

Технические преимущества в предлагаемом устройстве для медицинской диагностики, содержащем укрепленные на штативе рентгеновский излучатель с щелевым коллиматором, и многоэлементный позиционно-чувствительный формирователь изображения, блок управления считыванием, связанный с процессором, соединенным с монитором, достигаются тем, что блок управления считыванием подключен через блок синхронизации к приводу перемещения штатива с датчиком пространственного положения, входы блока управления считыванием соединены с процессором, выходы - с управляющими входами аналого-цифрового преобразователя и формирователя изображения, информационные выходы которого через последовательно соединенные аналого-цифровой преобразователь и блок запоминания подключены к процессору, между коллиматором и формирователем изображения на пути веерного пучка излучения установлен с возможностью вращения обтюратор, выполненный из непрозрачного для рентгеновского излучения материала, снабженный щелями заранее заданной формы и электроприводом с датчиком углового поворота, подключенным к блоку синхронизации.

Технические результаты достигаются также тем, что обтюратор выполнен с четным числом щелей при диаметрально противоположном их расположении относительно оси его вращения, при этом форма щелей выполнена с возможностью обеспечения при вращении обтюратора с постоянной угловой скоростью, одинакового времени экспонирования пучком излучения каждой части формирователя изображения.

Технические результаты достигаются также тем, что формирователь изображения, аналого-цифровой преобразователь и блок запоминания выполнены многосекционными.

Существо изобретения заключается в том, что в предлагаемом устройстве обеспечено прерывистое облучение диагностируемого объекта узким пучком рентгеновского излучения, что существенно снижает дозовую нагрузку на диагностируемый объект и снимает фактор "смаза" в ПЗС-матрице, так как благодаря прерывистому облучению процессы накопления и считывания зарядов в ячейках ПЗС-матрицы не искажаются из-за движения излучателя и приемника излучения относительно диагностируемого объекта, а считывание информации осуществляется в интервалах прерывания облучения.

Кроме того, предложенное выполнение обтюратора и постоянная скорость его вращения обеспечивают одинаковое время экспонирования для любого из элементов МПФИ в каждом цикле экспонирования, что существенно облегчает процесс калибровки чувствительности устройства и программно-математические процедуры обработки зарегистрированной информации, т.е. повышают достоверность полученной информации.

Предлагаемое техническое решение (способ и устройство) могут быть применены при использовании как рентгеновского, так и иного источника ионизирующего или электромагнитного излучения, пригодного для целей диагностики конкретного объекта.

Предлагаемый способ может быть реализован с помощью устройства, функциональная схема которого показана на фиг. 1. Возможный вариант выполнения обтюратора представлен на фиг. 2. Временные диаграммы, характеризующие работу устройства, показаны на фиг. 3, на фиг. 4 представлен возможный вариант выполнения обтюратора, обеспечивающий одновременное экспонирование всех секций "фокон-ПЗС-матрица", образующих МПФИ.

Принятые обозначения: рентгеновский излучатель 1 с высоковольтным источником, щелевой коллиматор 2, выполненный из непрозрачного для рентгеновского излучения материала и снабженный щелями заранее заданной формы обтюратор 3, электропривод обтюратора с датчиком углового поворота 4, многоэлементный позиционно-чувствительный формирователь сигналов изображения МПФИ 5, штатив 6, фиксирующий взаимное расположение рентгеновского излучателя, коллиматора, обтюратора и МПФИ, привод перемещения штатива с датчиком пространственного положения 7, блок синхронизации 8, блок управления 9 считыванием сигналов с МПФИ, аналого-цифровой преобразователь 10, блок запоминания 11, процессор 12 или персональный компьютер (ПК), блок визуализации - монитор 13. Пунктирными линиями условно показано расположение веерного пучка рентгеновского излучения, формируемого коллиматором 2, и расположение диагностируемого объекта.

Механическая система сканирования, состоящая из штатива 6 и его привода 7, может быть выполнена как линейной (в направлении, перпендикулярном направлению щели коллиматора), так и круговой (при котором ось вращения системы излучатель-коллиматор-обтюратор-МПФИ параллельна направлению щели коллиматора). Привод штатива необходимо выполнять на основе шагового двигателя с датчиком перемещения.

При линейном перемещении штатива получаемая с устройства информация достаточна для получения плоского теневого изображения диагностируемого объекта с использованием программно-математического обеспечения, обеспечивающего визуализацию полученной информации. При круговом вращении штатива после обработки полученной информации на ЭВМ может быть получено пространственное изображение диагностируемого объекта или любых его фрагментов, срезов и т.п. , однако для обработки и визуализации полученной информации требуется более сложное программно-математическое обеспечение и соответствующие вычислительные ресурсы ЭВМ. Вычислительная техника в настоящее время быстро совершенствуется и стоимость вычислительных ресурсов быстро снижается, поэтому вариант с круговым сканированием, обеспечивающий получение пространственного изображения диагностируемого объекта, представляется более перспективным.

Блоки 11, 12, 13 могут быть реализованы в виде отдельных блоков, либо входить в состав подключенного к устройству персонального компьютера.

Блок синхронизации 8, блок управления считыванием 9 и персональный компьютер (ЭВМ) 12 связаны между собой магистральными связями, которые совместно с математическим обеспечением осуществляют синхронную работу устройства.

Для повышения разрешающей способности устройства многоэлементный формирователь сигналов изображения может быть выполнен в виде набора ПЗС-матриц, сочлененных с волоконно-оптическими фоконами. (условно показаны четыре секции "фокон-ПЗС-матрица" внутри элемента 5 на фиг. 1). При соответствующем технологическом выполнении такой конструкции обеспечивается "беззазорная" стыковка оптических поверхностей фоконов между собой, т.е. отсутствует "мертвая зона" между частями изображения, проецируемого на соседние сборки ПЗС-матрицы. На поверхности фоконов с той стороны, на которой формируется рентгеновское изображение, наносится люминофор, преобразующий падающее рентгеновское излучение в световое, спектральный состав которого в максимальной степени соответствует спектральной чувствительности ПЗС-матрицы. Для устранения перспективных искажений изображения диагностируемого объекта чувствительная к излучению поверхность набора фоконов может быть выполнена в виде части внутренней поверхности сферы, радиус которой равен расстоянию от источника излучения до этой поверхности.

Блок АЦП 10 и блок запоминания 11 также выполняются секционированными с тем, чтобы обеспечить раздельное считывание информации с ПЗС-матриц, входящих в набор.

Возможный вариант выполнения обтюратора показан на фиг. 2. Диск обтюратора выполняется из материала с высокой плотностью, непрозрачного для излучения рентгеновского излучателя 1, Щели могут быть выполнены различными способами, например путем прорезания щелей в диске на лазерном станке с ЧПУ. Ширину щели целесообразно выбирать расчетным путем исходя из конкретных параметров системы проецирования рентгеновского луча и реальных размеров ПЗС-матрицы. Обычно ширина щели обтюратора 3 не больше ширины щели коллиматора 2. Для обеспечения совпадения центра тяжести диска обтюратора с осью его вращения количество щелевых отверстий целесообразно делать четным с диаметрально противоположным их расположением относительно оси вращения.(на фиг. 2 и фиг. 4 показан обтюратор, имеющий четыре щелевых отверстия, однако их число может быть выбрано и другим) На временных диаграммах фиг. 3 представлено: а) диаграмма, характеризующая перемещение пучка рентгеновского излучения по чувствительной поверхности МПФИ, выполненного в виде набора из четырех сочлененных секций "фокон-ПЗС-матрица" (количество секций в наборе может быть любым); б), в), г), д), - диаграммы, характеризующие перемещение пучка излучения по соответствующим чувствительным поверхностям каждой из четырех секций "фокон-ПЗС-матрица", входящих в набор; е), ж), з), и) - диаграммы, характеризующие процесс высвечивания люминофора, нанесенного на чувствительные поверхности соответствующих секций "фокон-ПЗС-матрица"; к), л), м), н) - сигналы считывания информации соответственно с каждой из четырех ПЗС-матриц, входящих в набор, формируемые блоком 9 управления считыванием; о) - тактовые сигналы, поступающие с датчика углового поворота с электропривода 4 обтюратора 3 на блок синхронизации 8; п) - сигналы управления перемещением штатива, формируемые блоком синхронизации 8.

Работа устройства происходит следующим образом.

Рентгеновское излучение излучателя 1 формируется коллиматором 2 в плоский пучок, контур сечения которого в месте установки МПФИ 5 совпадает с контуром рентгеночувствительной поверхности МПФИ 5. В зависимости от назначения установки расположение плоскости формируемого коллиматором 2 рентгеновского пучка может быть различным. Так, в медицинской рентгенографии при обследовании стоящего или сидящего пациента (рентгенография головы, почек, челюсти (зубного ряда и т.д.) целесообразно вертикальное расположение этой плоскости (т. е. ее вращение вокруг вертикальной оси), при рентгенографии лежащего пациента целесообразно ее вращение вокруг горизонтальной оси. Непосредственно за коллиматором 2 устанавливается обтюратор 3 на пути прохождения пучка излучения. При пересечении пучка излучения с щелью обтюратора образуется узкий пучок излучения, что соответствует операции способа: из широкого веерного пучка формируют узкий пучок излучения.

При вращении обтюратора осуществляется развертка узкого пучка рентгеновского излучения по чувствительной поверхности формирователя изображения. Когда на пути прохождения пучка излучения проходит не имеющая отверстия часть обтюратора, осуществляется прерывание пучка. Форма щелей обтюратора, их взаиморасположение, расстояние от центра вращения обтюратора рассчитывается заранее, так как эти параметры определяют моменты прерывания пучка и синхронизацию работы обтюратора с блоком управления и синхронизации; моменты начала считывания информации с части элементов МПФИ. Кроме того, форму щелей обтюратора целесообразно выбирать исходя из удобства дальнейшей обработки получаемой с устройства информации. Например, можно выполнить щель обтюратора таким образом, что расстояние r от оси вращения обтюратора до края щели будет выражаться формулой: r(α) = r₀+L(1-α/α₀); где r₀ - расстояние от центра вращения обтюратора до ближайшего к нему края проекции пучка рентгеновского излучения на обтюратор (т.е. практически до ближайшего к оси вращения обтюратора 3 торца щели коллиматора 2);
L - длина щели коллиматора 2;
α - текущий угол поворота обтюратора в пределах каждого из секторов, имеющих диафрагму, 0≅α≅α₀
α₀ - угловой размер щели обтюратора, α₀< 180°
В этом случае при вращении обтюратора с постоянной угловой скоростью развертка пятна рентгеновского излучения по чувствительной поверхности МПФИ будет в первом приближении линейной во времени, что позволяет реализовать одинаковое время экспозиции для различных ячеек ПЗС-матрицы. В процессе перемещения узкого пучка излучения по чувствительной поверхности МПФИ обеспечивается поочередное экспонирование отдельных секций "фокон-ПЗС матрица". После экспонирования соответствующих секций "фокон-ПЗС-матрица" (диаграммы б), в), г), д), на фиг 3) происходит высвечивание возбужденного рентгеновским излучением люминофора, образующего чувствительную поверхность на каждом из фоконов (диаграммы е), ж), з), и) на фиг. 3) По сигналам с датчика углового поворота в электроприводе 4 обтюратора (диаграмма о) на фиг 3) блок синхронизации 8 вырабатывает сигналы, по которым блок управления считыванием 9 формирует команды считывания информации, подаваемые на блоки 5 и 10 таким образом, чтобы считывание информации с каждой из секций "фокон-ПЗС матрица", входящих в МПФИ 5, оцифровка считанной информации АЦП 10 и запись в блок запоминания 11 осуществлялись после окончания высвечивания люминофора на чувствительной поверхности соответствующей части МПФИ, но до начала следующего очередного цикла ее экспонирования узким пучком излучения (диаграммы к), л), м), н). на фиг 3). Таким образом реализуется операция способа: считывание информации с каждой части формирователя изображения после окончания экспонирования во время прерывания пучка.

Во время вращения обтюратора 3 в момент достижения углового положения, характеризуемого углом α₀, с привода обтюратора 4 поступает сигнал, по которому блок синхронизации 8 вырабатывает команды, поступающие на привод перемещения штатива 7 (диаграмма п) на фиг 3.), т.е. реализуется операция способа: пошаговое относительное перемещение источника излучения и диагностируемого объекта проводят во время прерывания пучка.

Далее процесс повторяется до тех пор, пока штатив 6 не совершит полный оборот (либо линейная система сканирования не достигнет крайнего положения), после чего по сигналу с привода перемещения 7 блок синхронизации 8 подает на блок управления 9 сигнал завершения цикла регистрации. Блок управления 9 считыванием сигналов с МПФИ (ПЗС-матрицы) обеспечивает выполнение последнего цикла считывания информации с соответствующей части МПФИ и передает соответствующий сигнал на процессор 12, после чего начинается программная обработка и визуализация зарегистрированной в блоке запоминания 11 информации. По сути зарегистрированная информация аналогична получаемой с томографа, незначительные искажения изображения, возникающие из-за некоторого изменения апертуры пучка излучения в процессе сканирования чувствительной поверхности МПФИ при вращении обтюратора, могут быть легко скорректированы программным путем, поскольку эти изменения для конкретной конструкции устройства описываются строгими математическими выражениями.

Таким образом, благодаря периодическому прерыванию узкого сканирующего пучка излучения и оптимизации за счет разделения во времени процессов накопления и считывания сигналов МПФИ (см. фиг. 3) достигается существенное снижение дозовой нагрузки на диагностируемый объект по сравнению с известными устройствами. За счет устранения влияния сигнала "смаза" пространственная разрешающая способность улучшается на 30-50% по сравнению с известными устройствами при одинаковом числе элементов МПФИ.

Поскольку ширина сканирующего объект пучка излучения в десятки раз меньше, чем в известных устройствах, пропорционально уменьшается уровень рассеянного облучения диагностируемого объекта (не несущего полезной информации и лишь ухудшающего контрастность получаемого изображения). Рассеянное облучение составляет небольшую часть (< 10%) общей дозовой нагрузки и влияет, в основном, на качество получаемой информации. Благодаря снижению рассеянного облучения существенно (в несколько раз) повышается разрешающая способность по яркости на слабоконтрастных участках изображения.

Из-за разделения во времени процессов экспонирования отдельных секций "фокон-ПЗС-матрица", образующих МПФИ, естественно, увеличивается продолжительность процесса считывания информации с МПФИ, т.е. несколько снижается быстродействие устройства. В случаях, когда время выполнения процедуры не ограничивается физиологическими факторами (например, необходимостью задержки дыхания пациентом и т.п.), достигаемый благодаря снижению рассеянного облучения положительный эффект оправдывает снижение быстродействия устройства. В случаях, когда требуется максимальное быстродействие устройства, обтюратор может быть выполнен таким образом, чтобы обеспечить одновременное экспонирование всех секций "фокон-ПЗС-матрица", образующих МПФИ. (см. фиг. 4). В этом случае высвечивание люминофоров на чувствительных поверхностях всех секций, образующих МПФИ, будет характеризоваться диаграммой фиг. 3e), а сигнал считывания информации с каждой из ПЗС-матриц, входящих в набор, будет соответствовать фиг. 3к). Таким образом, общая продолжительность процедуры считывания информации с МПФИ соответствует продолжительности процедуры считывания с одной ПЗС-матрицы, т.е. обеспечивается максимальное быстродействие устройства. В данном варианте выполнения устройства снижение рассеянного облучения достигается только в том случае, когда ширина щелевого отверстия обтюратора 3 существенно меньше ширины коллиматора 2. В этом случае формируемый из широкого пучка излучения узкий пучок, пройдя диагностируемый объект, перемещается по чувствительной поверхности МПФИ поперек "длинной" оси ПЗС-матрицы.

Существенное снижение дозовой нагрузки на диагностируемый объект благодаря периодическому прерыванию пучка и улучшение пространственной разрешающей способности за счет устранения влияния сигнала "смаза" полностью реализуются и в этом варианте выполнения устройства.

Формула изобретения

1. Способ вычислительной томографии, заключающийся в коллимировании излучения с точечного источника в широкий веерный пучок с профилем, соответствующим размерам чувствительной к излучению поверхности многоэлементного позиционно-чувствительного формирователя изображения, относительном пошаговом перемещении источника излучения и диагностируемого объекта, проецировании прошедшего излучения на формирователь изображения и осуществлении обработки и визуализации полученной информации, отличающийся тем, что из широкого веерного пучка формируют узкий пучок излучения и осуществляют его развертку по чувствительной поверхности формирователя изображения посредством вращения непрозрачного для рентгеновских лучей обтюратора, снабженного щелями заранее заданной формы, при этом пошаговое относительное перемещение источника излучения и диагностируемого объекта, а также считывание информации с каждой части формирователя изображения после окончания экспонирования проводят во время прерывания пучка.

2. Устройство для медицинской диагностики, содержащее укрепленные на штативе рентгеновский излучатель с щелевым коллиматором, и многоэлементный позиционно-чувствительный формирователь изображения, блок управления считыванием, связанный с процессором, соединенным с монитором, отличающееся тем, что блок управления считыванием подключен через блок синхронизации к приводу перемещения штатива с датчиком пространственного положения, входы блока управления считыванием соединены с процессором, выходы - с управляющими входами аналого-цифрового преобразователя и формирователя изображения, информационные выходы которого через последовательно соединенные аналого-цифровой преобразователь и блок запоминания подключены к процессору, между коллиматором и формирователем изображения на пути веерного пучка излучения установлен с возможностью вращения обтюратор, выполненный из непрозрачного для рентгеновского излучения материала, снабженный щелями заранее заданной формы и электроприводом с датчиком углового поворота, подключенным к блоку синхронизации.

3. Устройство по п.2, отличающееся тем, что обтюратор выполнен с четным числом щелей при диаметрально противоположном их расположении относительно оси его вращения, при этом форма щелей выполнена с возможностью обеспечения при вращении обтюратора с постоянной угловой скоростью одинакового времени экспонирования пучком излучения каждой части формирователя изображения.

4. Устройство по п.2, отличающееся тем, что формирователь изображения, аналого-цифровой преобразователь и блок запоминания выполнены многосекционными.

РИСУНКИ

Рисунок 1, Рисунок 2, Рисунок 3, Рисунок 4