Рентгенодиагностический цифровой аппарат
Полезная модель направлена на улучшение качества визуализации рентгеновских изображений за счет регистрации излучения рассеиваемого объектом рентгеновского исследования. Указанный технический результат достигается тем, что фильтр рассеиваемого излучения представляет собой плоскую панель, состоящую из основы, выполненной из рентгенопрозрачного материала, со встроенными в нее метками из рентгенопоглощающего материала. Метки выполнены размером, соизмеримым с размерами пикселов матрицы цифрового изображения, и расположены на расстоянии друг от друга не менее 15-20 пикселов. Средства для программной обработки рентгеновского изображения снабжены пакетом прикладных программ, обеспечивающих построение распределения рассеиваемого излучения в плоскости изображения и вычитания его из пикселов изображения, усредняя сигналы детекторов, регистрирующих рассеиваемое излучение по окрестности элементов. 3 илл.
Полезная модель относится к рентгенотехнике и может быть использована в рентгенодиагностической практике для снижения лучевой нагрузки при исследовании без ухудшения качества цифрового изображения.
Одной из отчетливых тенденций развития современной рентгенодиагностической аппаратуры в последние годы является все более широкое распространение систем, обеспечивающих цифровое преобразование рентгеновского изображения, реконструкционную томографию с помощью однооборотного конусного рабочего пучка излучения и двумерной матрицы цифровых детекторов - т.н. системы томосинтеза, часто совмещаемые с разнообразными типами цифровых рентгеновских аппаратов (типа «С-дуга», маммографических, типа BRS (Basic Radiography system - "базовая рентгенографическая система"):
Блинов Н.Н., Варшавский Ю.В. и др. Сравнительный анализ дозовых нагрузок на пациентов при проведении кардиоваскулярных исследований с использованием компьютерных томографов и ангиографических комплексов. М.: «Радиология и практика», 
3, 2009 г., стр.30-40.
Зеликман М.И., Кручинин С.А.. Сравнительный анализ различных методов оценки эффективных доз при использовании рентгеновских компьютерных томографов. М.: «Медицинская техника», 5, 2009 г., стр.7-12
Подобные устройства позволяют получить за одно исследование в несколько секунд полноформатное 3Д изображение размерами до 30×30×30см3 / при дозе облучения, меньшей, чем доза при мультисрезовой спиральной томографии, однако тоже весьма значительной.
Основным недостатком современных рентгеновских цифровых аппаратов, как для рентгенографии так и для томографии является невысокое качество изображения, вызванное вредным воздействием рассеиваемого объектом излучения на отношение сигнал-шум.
Разработчиками и производителями рентгеновской аппаратуры были приняты меры для максимально возможного уменьшения дозы при рентгеновских исследованиях. Было создано несколько систем, обеспечивающих достаточно значительное снижение эффективной дозы.
Например, известны системы снижения дозы, пригодные при томосинтезе:
ASIR (Adaptive Statistical Iterative Reconstruction) «General Electric»-представляет собой новую программу итеративной реконструкции, позволяющую снизить более чем на 50% дозу при сохранении качества изображения и улучшении слабых контрастов.
iDose «GE-Healthcare», «Philips» - представляет собой программу итеративной реконструкции, функционирующую совместно с другими методами снижения дозы, включающими оптимальную внешнюю фильтрацию для распределения излучения в зависимости от толщины исследуемого органа, использование детекторов, обеспечивающих высокое отношение сигнал/шум, применение коллиматоров, снижающих воздействие рассеянного излучения, использование автоматической системы управления током в зависимости от размеров и плотностей объекта исследования. Суммарное снижение дозы в системе фирмы Philips достигает до 80%. Для персонала, работающего в условиях хирургических вмешательств под рентгеновским контролем фирмой Philips предусмотрена система контроля дозы в реальном времени с индикацией на экране монитора цветовых маркеров, свидетельствующих о дозовой опасности.
Care-Dose «Siemens» - комплекс мер по снижению дозы.
Система автоматического регулирования тока (Care-Dose 4D) обеспечивает необходимый минимум дозы при отклонениях размеров пациента от среднего, при разных углах поворота, при различных плоскостях сканируемых органов.
В последние годы в РФ действуют международные рекомендации по определению дозовых уровней при РКТ, где приводятся не только методики оценки так называемого параметра индекса дозы CTDI при РКТ (ГОСТ Р МЭК 60601-2-44-2005, ИМЭ ч. Частные требования безопасности к рентгеновским компьютерным томографам (IEC 60601-2-44)), и средства для ее определения (цилиндрические фантомы из полиметилметакрилата размером 32 см (все тело) и 16 см (голова)) и дозиметр с пальчиковой камерой).
Введение в компьютерные томографы минимизирующих дозу описанных выше систем делает неопределенным значение индекса дозы CTDI, определенного с помощью цилиндрического фантома.
Дело в том, что с помощью равномерного фантома цилиндрической формы невозможно учесть изменения мощности излучения в процессе сканирования, создаваемые при изменениях плотности объекта, угла наклона системы излучатель-детекторы. Воздействие оптимальных пространственных фильтров на уменьшение дозы облучения в условиях цилиндрического объекта также оказывается неэквивалентно форме человеческого тела.
Таким образом, указание в эксплуатационных документах значений CTDI, предписываемое ГОСТ Р МЭК 60601-2-44-2005, не содержит информации о реальных дозовых нагрузках, получаемых при исследовании.
Так более близким к форме грудной клетки и всего торса человеческого тела является эллипсоидальный фантом. Для головы пригоден цилиндрический фантом диаметром 16 мм.
Подобные рассуждения также можно отнести к системам для томосинтеза и в определенной мере к цифровой рентгенографии
Ухудшение качества изображения определяется возрастанием доли рассеянного излучения, вызванным расширением угла раскрытия рабочего пучка и необходимостью усложнения программы реконструкции для учета отклонения углов падения излучения от прямого угла. Высокая доля рассеянного излучения влияет на возрастание дозы и снижает отношение сигнал/шум.
Таким образом, чрезмерную погоню за количеством срезов в современных компьютерных томографах (300 и более) вряд ли можно считать оправданной. С диагностической точки зрения важнейшим параметром при РКТ является время проведения исследования, а вовсе не количество срезов.
В ближайшем будущем следует ожидать значительного расширения областей применения систем для томосинтеза: устройств, где для получения компьютерной томографии используют плоскую 2D цифровую матрицу, осуществляющую за один оборот или его часть полную трехмерную реконструкцию участка тела размерами до 30×40 см. Здесь применимы те системы снижения дозы облучения и программы, улучшающие качество реконструкции, которые созданы для спиральных мультидетекторных РКТ. Снижение вредного влияния рассеянного излучения является определяющей задачей в таких системах.
Наиболее близким аналогом (прототипом) к предлагаемой полезной модели является устройство для получения рентгеновского изображения, включающее источник излучения, фильтр рассеиваемого излучения в виде отсеивающего растра устанавливаемого за объектом исследования, цифровой приемник-преобразователь в виде матрицы, состоящей из множества пикселей и средства для программной обработки рентгеновского изображения (см. «Рентгенодиагностические аппараты», в 2-х томах, под ред. Н.Н.Блинова и Б.И.Леонова, М., ВНИИИМТ, 2001 г.)
Введение отсеивающего растра снижает долю рассеяного излучения до 70-75% и излучение прямого пучка до 25-30%, что увеличивает дозу облучения на пациента и не в полной мере устраняет вредное воздействие на качество изображения. Кроме того отсеивающий растр является достаточно дорогостоящим и технически сложным устройством, увеличивающим затраты на изготовление рентгенодиагностичекого аппарата.
Технической задачей полезной модели является улучшение качества визуализации рентгеновских изображений за счет регистрации излучения рассеиваемого объектом рентгеновского исследования.
Техническая задача достигается тем, что в рентгенодиагностическом цифровом аппарате, содержащем рентгеновский излучатель, фильтр рентгеновского рассеиваемого объектом излучения, цифровой приемник-преобразователь рентгеновского изображения в виде матрицы, состоящей из множества пикселей, и средства для программной обработки рентгеновского изображения, фильтр рассеиваемого излучения устанавливаемый перед объектом представляет собой плоскую панель, состоящую из основы, выполненной из рентгенопрозрачного материала, со встроенными в нее метками из рентгенопоглощающего материала, метки выполнены размером, соизмеримым с размерами пикселов матрицы цифрового изображения, и расположены на расстоянии друг от друга не менее 15-20 пикселов, средства для программной обработки рентгеновского изображения дополнительно снабжены пакетом прикладных программ, обеспечивающих построение распределения рассеиваемого излучения в плоскости изображения и вычитания его из пикселов изображения, усредняя сигналы детекторов, регистрирующих рассеиваемое излучение по окрестности элементов.
По-существу предлагаемое техническое решение предназначено для снижения вредного влияния рассеянного излучения на качество изображения, заключающееся в построении поля рассеянного излучения непосредственно в процессе экспозиции. В основу положена возможность частотного разделения сигналов от рассеянного и прямого излучения от объекта.
Исследования показывают, что распределение рассеянного излучения практически от всех медицинских объектов по плоскости изображения характеризуется низкими пространственными частотами, не превышающими 0,1 п.л/см. Между тем частота Найквиста в медицинских цифровых рентгеновских преобразователях составляет 2,5-5 п.л./мм, т.е. на 2 порядка выше.
Фильтр ослабляет не только прямое, но и рассеянное излучение. В этом случае возникает необходимость экспериментального учета поглощенного фильтром рассеянного излучения от плоскости изображения.
Размер фильтра выбирается в зависимости от размера пиксела цифрового детектора и должен составлять порядка 2×2 пиксела. При заданной пространственной частоте фильтров количество чувствительных пикселов цифровой матрицы детекторов, регистрирующих рассеянное излучение, расположенных за фильтром, не превышает 1% площади изображения.
Провести построение поля рассеяния в плоскости изображения не представляет особой сложности программными средствами, выделяя пикселы рассеяния по уровням сигнала. Далее поле рассеяния вычитается из цифрового изображения, на котором системы пикселов рассеяния после вычитания усредняются между четырьмя соседними рабочими пикселами.
Есть основания полагать, что вычитание поля рассеяния из каждого промежуточного изображения, получаемого при цифровой рентгенографии и в процессе ЗД томосинтеза, приведет к значительному возрастанию отношения сигнал/шум, а, следовательно, при прочих равных условиях к снижению дозы без потери качества.
Предлагаемая полезная модель поясняется чертежами, где на фиг.1 показана общая схема рентгенодиагностического аппарата в рабочем состоянии при проведении исследования объекта исследования, на фиг.2 - схема конструкции фильтра рассеиваемого излучения, на фиг.3 - сечение плоской панели фильтра.
Предлагаемый рентгенодиагностический аппарат содержит рентгеновское питающее устройство 1, рентгеновский излучатель 2, фильтр рассеиваемого излучения 3. В процессе исследования объект исследования 4 расположен между фильтром рассеиваемого излучения 3 и цифровым приемником-преобразователем рентгеновского изображения 5. Цифровой приемник-преобразователь 5 соединен с автоматизированным рабочим местом 6 и цифровым монитором 7.
Цифровой приемник-преобразователь рентгеновского изображения 5 выполнен в виде матрицы, состоящей из множества пикселей.
Средства для программной обработки рентгеновского изображения могут быть представлены, например, в виде автоматизированного рабочего места 6 рентгенолога.
Для обеспечения реализации заявленного технического решения средства для программной обработки рентгеновского изображения, в частности автоматизированное рабочее место 6 рентгенолога, снабжено пакетом прикладных программ, обеспечивающих построение распределения рассеиваемого излучения в плоскость изображения и вычитания его из пикселов изображения, усредняя сигналы детекторов, регистрирующих рассеиваемое излучение по окрестности элементов.
Фильтр рассеиваемого излучения 3 (см. фиг.2 и фиг.3) представляет собой плоскую панель, состоящую из основы 8, выполненной из рентгенопрозрачного материала, со встроенными в нее метками 9 из рентгенопоглощающего материала. Например, метки 9 могут быть выполнены свинцовыми.
Метки 9 выполнены размером, соизмеримым с размерами пикселов матрицы цифрового изображения, и расположены на расстоянии друг от друга не менее 15-20 пикселов.
Функционирует предлагаемое устройство следующим образом:
Фильтр рассеянного излучения 3 (Фиг.1) частично поглощает прямой пучок рентгеновского излучения с помощью свинцовых меток 9 (Фиг.2. фиг.3), создавая информацию о величине рассеянного излучения за объектом исследования 4. Данная информация поступает на цифровой приемник 5 и программно обрабатывается компьютером АРМ 6, путем вычитания величины рассеянного излучения из общего потока рентгеновского излучения. Таким образом, достигается уменьшение вредного воздействия рассеянного излучения на качество рентгеновского изображения, повышая соотношение сигнал-шум.
Предлагаемое устройство и программный метод фильтрации рассеянного излучения, реализуемый предложенным устройством, не ухудшит качество конечного ЗД изображения, поскольку каждое промежуточное вычитание рассеяния производится под разными углами. Этот метод применим не только в компьютерной томографии и при томосинтезе, положительный эффект может быть достигнут при любом виде цифровой рентгенографии, в том числе и при применении фотостимулируемых люминофоров.
Предлагаемое устройство, реализующее программный способ фильтрации рассеянного излучения, может оказаться более эффективным средством повышения качества изображения, чем растр и приведет к отказу от растров. Несомненным достоинством предлагаемого технического решения является снижение т.н. «фактора Буки» -коэффициента повышения экспозиции при применении растра. Этот коэффициент колеблется от 2,5 до 5 в зависимости от параметров растра. Есть основание полагать, что в рассматриваемом техническом решении при цифровой рентгенографии коэффициент Буки окажется близок к единице, а потеря информации за счет пикселов, регистрирующих рассеяние, не должна превысить 0,02%.
Таким образом, основное преимущество перед известными аппаратами заключается в том, что в данной конструкции отпадает необходимость применения отсеивающего растра (применяемого до настоящего времени как элемент конструкции всех типах рентгеновских аппаратов) при этом существенно снижается интенсивность рентгеновского излучения, необходимая для качественной визуализации рентгеновских изображений за счет регистрации излучения рассеиваемого объектом рентгеновского исследования.
Рентгенодиагностический цифровой аппарат, содержащий рентгеновский излучатель, фильтр рентгеновского рассеиваемого объектом излучения, цифровой приемник-преобразователь рентгеновского изображения в виде матрицы, состоящей из множества пикселей, и средства для программной обработки рентгеновского изображения, отличающийся тем, что фильтр рассеиваемого излучения представляет собой плоскую панель, расположенную перед объектом исследования, состоящую из основы, выполненной из рентгенопрозрачного материала, со встроенными в нее метками из рентгенопоглощающего материала, метки выполнены размером, соизмеримым с размерами пикселей матрицы цифрового изображения, и расположены на расстоянии друг от друга не менее 15-20 пикселей, при этом средства для программной обработки рентгеновского изображения дополнительно снабжены пакетом прикладных программ, обеспечивающих построение распределения рассеиваемого излучения в плоскости изображения и вычитания его из пикселей изображения, усредняя сигналы детекторов, регистрирующих рассеиваемое излучение по окрестности элементов.
