Высокоразрешающий детектор для медицинской визуализации



Высокоразрешающий детектор для медицинской визуализации
Высокоразрешающий детектор для медицинской визуализации
Высокоразрешающий детектор для медицинской визуализации
Высокоразрешающий детектор для медицинской визуализации
Высокоразрешающий детектор для медицинской визуализации
Высокоразрешающий детектор для медицинской визуализации
Высокоразрешающий детектор для медицинской визуализации
Высокоразрешающий детектор для медицинской визуализации
Высокоразрешающий детектор для медицинской визуализации
Высокоразрешающий детектор для медицинской визуализации

 


Владельцы патента RU 2401440:

КОНИНКЛЕЙКЕ ФИЛИПС ЭЛЕКТРОНИКС, Н.В. (NL)

Изобретение относится к детекторам для медицинской визуализирующей техники, например, в однофотонной эмиссионной компьютерной томографии (SPECT) или позитронно-эмиссионной томографии (PET). Предлагаемая конструкция детектора обеспечивает информацию о формируемом изображении на границе сцинтиллятора. Конструкция детектора обеспечивает полную информацию и повышенную пространственную разрешающую способность. Вместо ФЭУ (фотоэлектрических умножителей) можно использовать SiPM (кремниевые фотоумножители), чтобы обеспечить геометрический охват сцинтиллятора и повышенную пространственную разрешающую способность. При использовании подобных конструкций детекторов пространственная разрешающая способность может быть мельче 2 мм. Кроме того, возможно существенное уменьшение общей толщины детектора, а также повышается разрешающая способность по глубине взаимодействия. 4 н. и 15 з.п. ф-лы, 8 ил.

 

Настоящее изобретение относится к детекторам для медицинской визуализирующей техники, например, в однофотонной эмиссионной компьютерной томографии (SPECT) или позитронно-эмиссионной томографии (PET). Типичная конструктивная схема детектора SPECT представлена на фиг.1. Фотоны Р, например гамма-фотоны в случае SPECT, проникают в детектор и бомбардируют сцинтиллирующий кристалл X. Обычно сцинтиллирующий кристалл Х является монолитным блоком йодида натрия. Когда гамма-излучение бомбардирует кристалл X, он испускает яркую вспышку света, которая проникает в фотоэлектронный умножитель (ФЭУ). Фотоэлектронный умножитель (ФЭУ) преобразует вспышку света в электроны, которые последовательно обрабатываются для формирования изображения электронной частью визуализирующей системы. Коллиматор С может служить для ограничения фотонов, проникающих в детектор, фотонами, поступающими с определенной ориентацией, а световод LG служит для распространения света после поглощения одного гамма-фотона.

Поскольку медицинская визуализирующая техника продолжает приобретать все большее значение для совершенствования медицинской диагностики и медицинских методов лечения, то существует потребность в обеспечении повышенного качества медицинской визуализации. Стандартные системы SPECT используют камеры Ангера (с неподвижным детектором), состоящие из Nal-кристалла Х и квадратной или гексагональной матрицы фотоэлектронных умножителей (ФЭУ). Камера Ангера имеет действующую площадь около 40·50 см2. Пластины сцинтиллятора обычно больше, чем действующая площадь камеры Ангера. Собственная пространственная разрешающая способность камеры Ангера определяется логическими схемами Ангера, алгоритмом с весовыми коэффициентами, который определяет точку взаимодействия для одного гамма-кванта в зависимости от сигнала, измеренного в некоторых соседних фотоэлектронных умножителях (ФЭУ).

Для современных камер Ангера характерны две проблемы. Во-первых, поскольку активная площадь камеры меньше кристаллической пластины Х и матрицы фотоэлектронных умножителей (ФЭУ), то две камеры Ангера нельзя расположить вплотную одну к другой. Такая конструктивная схема применяется, например, в неподвижной 90-градусной системе Cardiac SPECT. Различие размеров обусловлено «потерей» данных на границах детекторов. Данные «теряются» частично по причине отражения на краю кристалла и частично по причине того, что на и за границей кристалла отсутствуют фотоэлектронные умножители (ФЭУ), так что отсутствует возможность выполнения процедуры усреднения в логических схемах Ангера. Во-вторых, собственная пространственная разрешающая способность обычно составляет около 3-4 мм вследствие неточности определения точки, в которой поглощен гамма-квант. Точная пространственная разрешающая способность камеры Ангера зависит от размера применяемых фотоэлектронных умножителей (ФЭУ). Обычные фотоэлектронные умножители (ФЭУ) имеют диаметр от 38 до 76 мм.

В этой связи требуется создать детектор для медицинской визуализации, который снимает, по меньшей мере, одну из упомянутых проблем.

Настоящее изобретение направлено на создание усовершенствованной конструктивной схемы детектора. Предлагается конструктивная схема детектора, обеспечивающего информацию о формируемом изображении на границе сцинтиллятора. Конструктивная схема детектора обеспечивает полную информацию и повышенную пространственную разрешающую способность.

В некоторых вариантах осуществления применяют SiPM (кремниевые фотоумножители), чтобы обеспечить геометрическую зону действия сцинтиллятора и повышенную пространственную разрешающую способность. В подобных конструктивных схемах детекторов пространственная разрешающая способность может быть мельче, чем 2 мм.

В некоторых вариантах осуществления слои SiPM располагают на передней плоскости и задней плоскости для увеличения количества информации, получаемой от сцинтиллятора. Некоторые варианты осуществления содержат слой SiPMs на боковых сторонах сцинтиллятора. Несколько слоев SiPM повышают глубину разрешающей способности по взаимодействию для детектора.

В некоторых вариантах осуществления можно существенно уменьшить общую толщину детектора. Некоторые варианты осуществления характеризуются совокупной толщиной сцинтиллятора, включая любые световоды и любые слои SiPMs, которая меньше, чем 20 мм. Упомянутые варианты осуществления обеспечивают детектор с более элегантной формой и меньшей массой.

На прилагаемых чертежах, которые включены в настоящее описание и являются его частью, показаны варианты осуществления изобретения, которые, совместно с вышеприведенным общим описанием изобретения и нижеследующим подробным описанием служат для иллюстрации принципов настоящего изобретения. Специалисту в данной области техники следует понимать, что упомянутые наглядные варианты осуществления не предполагают ограничения изобретения, а просто дают примеры применения принципов изобретения.

Фиг.1 - конструктивная схема детектора в соответствии с известным уровнем техники.

Фиг.2 - наглядный пример варианта осуществления конструктивной схемы детектора в соответствии с настоящим изобретением.

Фиг.3 - графический вид зависимости между размерами детектора и пространственной разрешающей способностью.

Фиг.4 - альтернативный вариант осуществления конструктивной схемы детектора в соответствии с настоящим изобретением.

Фиг.5 - конструктивная схема детектора в соответствии с известным уровнем техники со значительными участками, в которых не регистрируется изображение.

Фиг.6А и 6В - изображение конструктивной схемы детектора, которая обеспечивает пренебрежимо малую величину участков, в которых не регистрируется изображение.

Фиг.7 - изображение конструктивной схемы детектора, показанной на фиг.6А, применительно к сканированию всего тела.

Фиг.8А - конструктивная схема детектора в соответствии с известным уровнем техники, показанная применительно к пациенту.

Фиг.8В - конструктивная схема детектора, показанная на фиг.6В, применительно к пациенту.

Детектор для медицинской визуализации, описанный в настоящей заявке, обеспечивает повышенную пространственную разрешающую способность и тем самым обеспечивает повышенное качество изображения. Детектор обеспечивает более компактную конструктивную схему и тем самым эффективное использование объема пространства. В некоторых вариантах осуществления вместо фотоэлектронных умножителей применены небольшие лавинные фотодиодные элементы, используемые в ограниченном режиме Гейгера, например кремниевые фотоумножители (SiPM). Применение SiPMs обеспечивает возможность повышения пространственной разрешающей способности и формирования более компактной конструктивной схемы детектора, как дополнительно поясняется далее в настоящем описании.

На фиг.2 представлен наглядный пример варианта осуществления настоящего изобретения. Детектор 10 содержит матрицу SiPM 20 и сцинтиллятор 30. В некоторых вариантах осуществления детектор может также содержать, по меньшей мере, один световод 35 и/или коллиматор 40. Гамма-лучи 44 проникают в детектор 10 через коллиматор 40 и бомбардируют сцинтиллирующий кристалл 30. Аналогично известным сцинтиллирующим кристаллам, когда гамма-лучи ray бомбардируют сцинтиллятор, образуется вспышка света. Затем свет детектируется в SiPM, которые формируют электрические сигналы, которые преобразуются в изображение.

Сцинтиллирующий кристалл 30 может быть йодидом натрия или любым другим сцинтиллирующим материалом, например йодидом цезия, бромидом лантана, хлоридом лантана, оксиортосиликатом лютеция, ортосиликатом лютеция и иттрия, пиросиликатом лютеция, германатом висмута, ортосиликатом гадолиния, ортосиликатом лютеция и гадолиния или другим подходящим материалом. Настоящее изобретение никак не следует ограничивать по сцинтиллятору, поскольку будет пригоден любой сцинтиллятор с достаточной интенсивностью света.

SiPM 20 расположены на передней плоскости 46 кристалла 30. В некоторых вариантах осуществления SiPM 20 расположены также либо на боковых сторонах 47 кристалла 30, либо на задней плоскости 48 кристалла 30, либо в обоих упомянутых местах. Относительно небольшой характерный размер SiPM исключает потерю данных, обусловленную промежутками в конструктивной схеме расположения ФЭУ около границы кристалла. Дополнительные данные можно получать, если детекторы на SiPM присоединены к боковым сторонам 47 и/или к задней плоскости 48 кристалла 30, поскольку тогда логические схемы Ангера можно применять даже с крайними SiPM 20. Поскольку SiPM имеют толщину всего лишь около 0,5 мм, то дополнительные SiPM на боковых сторонах 47 и/или боковой плоскости 48, по существу, не изменяют общий размер конструкции детектора, которая, по существу, значительно меньше, чем традиционная конструкция на ФЭУ, показанная на фиг.1. Традиционная конструкция детектора имеет толщину около 275 мм: около 250 мм занимает матрица фотоэлектронных умножителей (ФЭУ), около 16 мм занимает световод LG и около 10 мм - пластина Х сцинтиллятора. Для сравнения - вариант осуществления, показанный на фиг.2, имеет толщину около 16 мм: около 1 мм занимают два слоя SiPM 20, около 5 мм - два слоя светопроводов 35 и около 10 мм - пластина 30 сцинтиллятора. Очевидно, общую толщину традиционной конструктивной схемы детектора и конструктивной схемы детектора, показанной на фиг.2, можно видоизменять в зависимости от типа применяемого сцинтиллятора, искомой толщины световодов, числа слоев, используемых для световодов и SiPM, и типа SiPM или другого лавинного диода. Однако относительное уменьшение размера, достигаемое в настоящем изобретении, остается значительным. Посредством уменьшения общей толщины конструктивной схемы детектора в 20-30 раз значительно уменьшают общий размер и массу, которую должна нести консоль системы визуализации.

Как показано на фиг.3, размер SiPM 20 и их эффективность детектирования определяют пространственное разрешение детектора. Как показывают результаты моделирования методом Монте-Карло на фиг.3, пространственная разрешающая способность детектора при 25-процентной эффективности детектора и SiPM с размером 10 мм или меньше приблизительно равна 1,5 мм. Моделирование показывает, что SiPM с размерами 10 мм или меньше обычно имеют одинаковую пространственную разрешающую способность, тогда как SiPM с размерами более чем 10 мм имеют разрешающую способность ниже (выражается большими численными значениями). Пространственную разрешающую способность детектора можно также повысить до уровня различения 1 мм или меньше, если обеспечить более высокую эффективность детектирования.

На фиг.4 представлен другой вариант осуществления 10' настоящего изобретения. Компоненты конструкции детектора, в общем, аналогичны компонентам, показанным на фиг.2, однако пластина 30 сцинтиллятора заменена элементами 50 сцинтиллятора. Элементы 50 сцинтиллятора непосредственно сопряжены с SiPM 20 с взаимно-однозначным соответствием. В подобных вариантах осуществления световоды обычно не требуются.

Конструкция 10 детектора, описанная в настоящей заявке, дополнительно обеспечивает измерение глубины взаимодействия (DOI), что возможно благодаря более точным отсчетам, получаемым по причине относительно небольших элементов. Совершенствование измерения DOI имеет особое значение для обеспечения более высокой пространственной разрешающей способности при косом падении. Применение слоя SiPM 20 на задней плоскости 48 кристалла 30 обеспечивает даже дополнительную информацию касательно DOI.

На фиг.6А и 6В показан один вариант выполнения конструктивной схемы детектора, описанного в настоящей заявке. На фиг.5 показано исполнение детектора 100 в соответствии с известным уровнем техники. Конструкция известного детектора 100 формирует зону 110 детектора, которая меньше, чем зона 115 камеры. Следовательно, если две камеры установлены в ряд, как показано на фиг.5, то существуют зоны 120, в которых изображения не формируются, включая невизуализируемую зону между зонами 110 двух детекторов. Для сравнения: если две камеры, использующие конструктивную схему 140 детектора, описанную в настоящей заявке, располагают мозаикой, конгруэнтно, в ряд, как показано на фиг.6В, или сверху вниз, как показано на фиг.6А, то формируется зона сплошного изображения. Такой результат обусловлен тем, что зона 150 детектора равна или почти равна зоне 160 камеры. Остающиеся при этом невизуализируемые зоны 165 ничтожно малы.

Как показано на фиг.7 и 8В, большие сплошные визуализируемые зоны могут быть важны для наблюдения более крупных пациентов или более крупных участков пациентов, например для сцинтиграмм всего тела. Более сплошная зона визуализации позволяет одновременно визуализировать более крупную визуализируемую зону и тем самым сокращать общее время получения сцинтиграммы. Например, при сравнении существующей конструкции 100 детектора, показанной на фиг.8А, с вариантом осуществления новой конструкции 140 детектора, показанной на фиг.8В, можно заметить, как установка нескольких камер, использующих новую конструкцию 140 детектора, обеспечивает более сплошную визуализацию визуализируемой зоны. При современном техническом уровне, показанном на фиг.8А, участки пациента 180 находятся снаружи зоны 110 детектора, вследствие чего создается неполное изображение. Если две камеры размещены в ряд с прилеганием для охвата пациента 180 по всей его ширине, неиспользуемые краевые участки камеры создадут, по существу, невизуализируемые зоны 120 в середине изображения пациента 180. Для сравнения: две камеры при конструктивной схеме 140 детектора, показанной на фиг.8В, обладают зонами 150 детекторов, которые, по существу, равны зоне 160 камеры. Невизуализируемые зоны 165, создаваемые конструктивными схемами 140 детектора, ничтожно малы, что позволяет одновременно визуализировать более крупные зоны. На фиг.7 показано, как такое решение можно применить к получению сцинтиграммы всего тела с использованием трех камер.

Настоящее изобретение описано со ссылкой на, по меньшей мере, один предпочтительный вариант осуществления. Несомненно, после прочтения и глубокого изучения настоящего описания специалисту станут очевидными модификации и варианты. Предполагается, что все подобные модификации, комбинации и варианты охвачены в той мере, насколько они находятся в пределах объема прилагаемой формулы изобретения или ее эквивалентов.

1. Детектор (10) для медицинской визуализирующей системы, содержащий
сцинтиллирующий материал (30) для приема фотонов (44), излучаемых источником визуализации;
первый слой SiPM (20), присоединенный к передней плоскости (46) сцинтиллирующего материала (30), отличающийся вторым слоем SiPM (20), присоединенным к одному из: одной или более боковых сторон (47) сцинтиллирующего материала (30) или задней плоскости (48) сцинтиллирующего материала (30) для увеличения количества информации, получаемой от сцинтиллирующего материала (30).

2. Детектор по п.1, дополнительно содержащий третий слой SiPM, присоединенный к одному из: одной или более боковых сторон (47) сцинтиллирующего материала (30) или задней плоскости (48) сцинтиллирующего материала (30).

3. Детектор по п.1, дополнительно содержащий световод (35), расположенный между первым слоем SiPM (20) и сцинтиллятором.

4. Детектор по п.3, в котором совокупная толщина световода (35), первого и второго слоев SiPM и сцинтиллирующего материала (30) меньше чем 30 мм.

5. Детектор по п.1, в котором сцинтиллирующий материал (30) выбран из группы, состоящей из йодида натрия, йодида цезия, бромида лантана, хлорида лантана, оксиортосиликата лютеция, ортосиликата лютеция и иттрия, пиросиликата лютеция, германата висмута, ортосиликата гадолиния и ортосиликата лютеция и гадолиния.

6. Детектор по п.1, в котором собственная пространственная разрешающая способность детектора (10) мельче чем 2 мм.

7. Детектор по п.1, в котором сцинтиллирующий материал (30) состоит из элементов.

8. Детектор по п.1, в котором первый слой SiPM (20) покрывает всю поверхность передней плоскости (46), что дает возможность получать информацию о формируемом изображении с границ сцинтиллирующего материала (30).

9. Детектор по п.1, в котором общая толщина сцинтиллирующего материала (30) и первого слоя SiPM (20) меньше чем 20 мм.

10. Детектор по п.1, дополнительно содержащий световод, расположенный между каждым слоем SiPM и сцинтиллирующим материалом, при этом совокупная толщина сцинтиллирующего материала двух слоев SiPM и двух световодов меньше чем 30 мм.

11. Медицинская визуализирующая система, содержащая
(a) зону визуализации для позиционирования объекта, содержащего радионуклид;
(b) один или более детекторов (10) по п.1 для детектирования излучения, излучаемого от объекта;
(c) средство обработки, связанное с упомянутыми детекторами для получения изображения.

12. Медицинская визуализирующая система по п.11, в которой собственная пространственная разрешающая способность детектора (10) мельче чем 2 мм.

13. Медицинская визуализирующая система по п.11, в которой совокупная толщина первого и второго слоев SiPM и сцинтиллирующего материала (30) меньше чем 30 мм.

14. Медицинская визуализирующая система по п.11, в которой сцинтиллирующий материал (30) выбран из группы, состоящей из йодида натрия, йодида цезия, бромида лантана, хлорида лантана, оксиортосиликата лютеция, ортосиликата лютеция и иттрия, пиросиликата лютеция, германата висмута, ортосиликата гадолиния и ортосиликата лютеция и гадолиния.

15. Медицинское визуализирующее устройство, содержащее две или более камер, при этом каждая камера содержит детектор по п.1 с зоной (150) детектора и зоной (160) камеры, причем, когда упомянутые по меньшей мере две камеры расположены смежно одна с другой, сумма зон (150) детекторов камер по существу равна сумме зон (160) камер.

16. Медицинское визуализирующее устройство по п.15, в котором по существу непрерывное изображение, большее чем зона (150) детектора любой из упомянутых по меньшей мере двух камер, может быть создано в один момент времени.

17. Медицинское визуализирующее устройство по п.15, в котором упомянутые две или более камер могут быть выполнены с возможностью одновременного обеспечения сцинтиграммы всего тела с ничтожно малыми невизуализируемыми зонами.

18. Медицинская визуализирующая камера, содержащая два или более конгруэнтных детекторов по п.1, которые могут одновременно получать непрерывное изображение, более крупное чем любой из упомянутых детекторов.

19. Медицинская визуализирующая камера по п.18, в которой невизуализируемые зоны между упомянутыми детекторами являются ничтожно малыми.



 

Похожие патенты:

Изобретение относится к медицинской технике, а именно к медицинским диагностическим гамма-камерам, предназначенным для ранней диагностики злокачественных опухолей и других заболеваний человека путем визуализации распределения радиоактивных препаратов, вводимых в организм с диагностической целью.

Изобретение относится к области детектирования излучения

Изобретение относится к области спектральной компьютерной томографии (СТ), а также относится к детектированию рентгеновского излучения и другого излучения, где желательно получить информацию относительно интенсивности или энергетического спектра обнаруженного излучения

Изобретение относится к медицинским системам получения изображения, в частности оно касается гамма-камер, содержащих две, три, четыре или более радиационных детекторных головок, и описывается с конкретной ссылкой на них

Изобретение относится к позитронно-эмиссионной томографии (PET) и/или однофотонной эмиссионной компьютерной томографии (SPECT) в медицинских приложениях с использованием пикселей разных размеров или подобного

Изобретение относится к устройству рентгеновской визуализации и способу рентгеновской визуализации с использованием рентгеновских лучей

Изобретение относится к области диагностической визуализации. Аппарат для диагностической визуализации, содержащий: детекторную матрицу, включающую в себя индивидуальные детекторные элементы (16), для приема событий излучения от области сканирования (18); инициирующий процессор (20) для присвоения метки времени воспринятым потенциальным событиям; процессор (24) верификации событий, который применяет критерии верификации к пикам канала измерительного элемента; процессор (30) преобразования событий, который преобразует воспринятые события и соответствующие линии отклика в пространственно смещенные преобразованные события; буферную память (32) для хранения событий в виде списка для хранения действительных событий, имеющих метку времени; процессор (34) восстановления для реконструирования действительных событий в виде изображения области (18) сканирования; и дополнительно содержащий: процессор (38) анализа изображения, который анализирует изображение, реконструированное процессором (34) восстановления, на предмет артефактов движения и распознает события излучения для преобразования процессором (30) преобразования событий; при этом анализ посредством процессора (38) анализа изображения применяется несколько раз с целью уменьшения артефактов в реконструированном изображении с каждым повтором. Технический результат - повышение качества изображения. 3 н. и 8 з.п. ф-лы, 3 ил.

Изобретение относится к устройству формирования гамма-изображения. Устройство формирования гамма-изображения, содержащее гамма-камеру (10) для съемки изображения наблюдаемой сцены (17) в гамма-лучах, называемого гамма-изображением, имеющую переднюю сторону (11) и ось обзора (х1'), и вспомогательную камеру (15) для съемки изображения наблюдаемой сцены (17) в видимом свете, при этом вспомогательная камера (15) расположена перед передней стороной (11) гамма-камеры (10), которая представляет собой коллиматорную гамма-камеру с точечным отверстием, причем вспомогательная камера (15) имеет оптическую ось (х2'), по существу, совпадающую с осью обзора (х1') гамма-камеры (10), так что изображение в видимом свете и гамма-изображение снимаются, по существу, одновременно с одним и тем же направлением обзора, благодаря чему определяют расположение источников радиации, находящихся на расстоянии от десятков сантиметров до десятков метров от гамма-камеры. Технический результат - повышение качества формирования гамма-изображения. 2 н. и 12 з.п. ф-лы, 4 ил.

Изобретение относится к формированию спектральных изображений и находит конкретное применение в спектральной компьютерной томографии (CT). Спектральный процессор, который обрабатывает сигнал детектора, показывающий полихроматическое излучение, детектированное системой формирования изображений, содержащий: первый канал обработки, который формирует первый спектральный сигнал, полученный из сигнала детектора, при этом первый спектральный сигнал включает в себя первую спектральную информацию о сигнале детектора; и второй канал обработки, который формирует второй спектральный сигнал, полученный из составляющей переменного тока сигнала того же самого сигнала детектора, при этом второй спектральный сигнал включает в себя вторую спектральную информацию о сигнале детектора, при этом первый и второй спектральные сигналы используются для спектрального разложения сигнала детектора. Технический результат - повышение спектрального разрешения. 3 н. и 17 з.п. ф-лы, 7 ил.

Изобретение относится к способам и устройствам определения положения и интенсивности пучка заряженных частиц. Устройство для мониторинга параметров пучка ионов содержит сцинтиллятор, установленный перпендикулярно направлению пучка ионов, фотоприемники, расположенные равномерно по периметру сцинтиллятора, схему регистрации и обработки сигналов с фотоприемников, при этом сцинтиллятор выполнен в виде дискообразной светонепроницаемой камеры, а фотоприемники установлены в отверстиях, выполненных в ее боковой стенке, и снабжены светофильтрами, прозрачными для инфракрасного излучения, при этом сцинтиллятор вместе с фотоприемниками заключен в герметичную оболочку с отверстиями для впуска и выпуска сцинтиллирующего газа. Технический результат - повышение точности определения координат пучка и быстродействие системы мониторинга. 1 ил.

Изобретение относится к спектральному получению отображения и находит конкретное применение в спектральной компьютерной томографии (КТ). Система получения отображения содержит матрицу (110) детекторов, включающую в себя матрицу (202) сцинтилляторов, которая принимает излучение и генерирует показывающий это световой сигнал, и матрицу (204) цифровых фотоумножителей, оптически связанных с матрицей (202) сцинтилляторов, которая принимает световой сигнал и генерирует показывающий это цифровой сигнал, препроцессор (118), содержащий канал (212) подсчета фотонов, который обрабатывает цифровой сигнал и генерирует первый выходной сигнал, интегрирующий канал (210), который обрабатывает цифровой сигнал и генерирует второй выходной сигнал, и канал (214) генерирования моментов, который обрабатывает цифровой сигнал и генерирует третий выходной сигнал, причем упомянутый канал генерирования моментов содержит фильтр (218), умножитель 220 и интегратор 222, и реконструктор (122), который спектрально разлагает первый, второй и третий выходные сигналы. Технический результат - повышение качества изображения. 3 н. и 12 з.п. ф-лы, 5 ил.
Наверх