Устройство для формирования и регистрации рентгеновского изображения

Использование: В рентгенотехнике, а именно - в медицинских рентгеновских установках с высоким пространственным разрешением. Существо: Устройство содержит источник 1 рентгеновского излучения, сцинтилляционный экран 3, оптически связанный посредством проекционной оптической системы 4 с блоком 7 регистрации изображения, блок 18 обработки цифровой информации, блок 15 считывания, аналого-цифровой преобразователь 16 и контроллер 17; блок 7 регистрации изображения содержит последовательно связанные усилитель 8 изображения, волоконно-оптическую систему 12 и фоточувствительную многоэлементную матрицу 13, а также элемент 14 охлаждения, выполненный, например, в виде элемента Пельтье, при этом первый и второй выходы блока 15 считывания подключены соответственно к информационному входу аналого-цифрового преобразователя 16 и ко входу считывания фоточувствительной многоэлементной матрицы 13, информационный выход которой соединен с информационным входом блока 15 считывания, управляющий вход которого соединен с первым управляющим выходом контроллера 17, второй управляющий выход которого подключен к управляющему входу аналого-цифрового преобразователя 16, а третий управляющий выход контроллера 17 соединен со входом управления источника 1 рентгеновского излучения, при этом информационный выход контроллера 17 подключен к блоку 18 обработки цифровой информации. Усилитель 8 изображения состоит из последовательно расположенных фотокатода 9, микроканальной пластины 10 и люминофорного слоя 11. Микроканальная пластина 10 состоит из из алмазоподобной пленки с сотовой структурой микроканалов диаметром 1-15 мкм и внутренней полупроводящей поверхностью. 1 н.п.ф. п.м., 1 илл.

Полезная модель относится к рентгенотехнике и может быть использована в медицинских рентгеновских установках с высоким пространственным разрешением.

В медицинских исследованиях и диагностике различных патологий внутренних органов возникает необходимость использования рентгеновских установок с высоким пространственным разрешением и цифровыми методами обработки изображений с последующим их выводом на экран монитора или бумажный носитель принтера.

Получение высокого разрешения рентгеновского изображения особенно актуально при диагностике переломов в виде трещин и анализа структуры кости, а также при регистрации малых образований на ранних стадиях заболеваний молочной железы.

Для обычной фотопленочной рентгенографии пространственное разрешение составляет около 0,3 мм. Аналогично пространственное разрешение способны обеспечить и лучшие известные рентгеновские приемники. Однако для исследования структуры кости и обнаружения переломов в виде трещин необходимо иметь разрешение не хуже 10 пар линий на миллиметр, т.е. 0,1 мм. Например, характерный размер "мостиков" в кости составляет порядка 50 мкм. Кроме того, объект исследования может быть скрыт за толщей гипса или может быть экранирован частью тела пациента, при этом существенное значение имеет обеспечение контрастности изображения. С этой целью необходимо обеспечить предельно высокую чувствительность рентгеновского приемника для широкого спектра энергий рентгеновского излучения без потери разрешения.

При этом необходимо снизить лучевую нагрузку на пациента путем уменьшения количества рентгенограмм для получения диагностической информации.

Известное устройство линейного рентгеновского приемника для цифровой рентгенографической медицинской установки [1] содержит линейный многоэлементный рентгеночувствительный приемник, выход которого соединен с системой опроса и считывания зарядов, подключенной через аналого-цифровой преобразователь (АЦП) к входу компьютера. Многоэлементный рентгеночувствительный приемник, выполненный в виде многопроволочной пропорциональной камеры с веерной анодной плоскостью,

помещенной в герметичный корпус и заполненный инертным газом под давлением 3 атмосферы, обеспечивает пространственное разрешение около 1 мм

Известна также малодозовая цифровая рентгенографическая установка [2], предназначенная для широкого круга рентгенологических обследований, представляющая собой систему сканирующего типа, в которой изображение формируется с помощью однокоординатного детектора. Из рентгеновского потока, генерируемого рентгеновской трубкой, с помощью щелевого коллиматора формируется плоский луч, который, после прохождения через тело пациента, попадает во входное окно детектора. Во время экспозиции излучатель, коллиматор и детектор равномерно и синхронно перемещаются вдоль тела пациента. Данные с детектора о распределении излучения вдоль одной «строки» изображения каждые несколько миллисекунд переписываются в память. После окончания сканирования весь снимок передается в компьютер, и после быстрой обработки изображение появляется на дисплее.

В указанных выше известных устройствах применяются рентгеновские приемники с частичной регистрацией изображения, в которых полное изображение формируется путем сканирования либо рентгеновским пучком, либо приемным устройством (сканирующая проекционная рентгенография). В результате при построчном вводе изображения происходит неоправданное переоблучение объекта в десятки раз. Поэтому недостатком таких устройств является большое время сканирования и соответственно большая доза облучения пациента.

Частичное устранение указанных недостатков обеспечивается за счет увеличения элементов приемной матрицы излучения.

Например, известный матричный рентгеновский приемник [3] содержит координатно-чувствительную матрицу из фоточувствительных элементов и оптически с ней связанные сцинтилляционные элементы в виде светопроводящих волокон, расположенных параллельно друг другу и образующих входной экран матричного приемника. Использование световолоконной оптики на основе микроканальных пластин с размером элемента 20-30 мкм и перемычек между ними 5-10 мкм позволяет достичь предельного разрешения около 40-60 мкм.

Недостатком известного матричного рентгеновского приемника (МРП) является низкая чувствительность из-за потерь фотонов в светопроводящих волокнах по мере их

продвижения в среде люминофора к фоточувствительным элементам матрицы. Причем, чем выше энергия рентгеновского излучения, тем требуется более протяженный сцинтилляционный элемент и тем выше потери фотонов. При 120 кэВ величина потерь может достигать 70% и более, что приводит к значительному переоблучению пациента. Кроме того, изготовление матричного световолоконного экрана с перемычками порядка 5-10 мкм достаточно трудоемко, требует значительных затрат и невозможно при крупносерийном или массовом производстве.

Наиболее близким к заявляемому техническому решению является устройство для регистрации и формирования рентгеновского изображения [4], содержащее источник рентгеновского излучения, многоканальный рентгеновский приемник, состоящий из многострочной многоэлементной матрицы, блок опроса и считывания, аналого-цифровой преобразователь, контроллер управления матрицей, блок обработки цифровой информации, первый и второй блоки отображения информации, причем выход многоканального рентгеновского приемника присоединен к первому входу блока опроса и считывания, первый выход которого соединен со входом многоканального рентгеновского приемника, а второй выход блока опроса и считывания подключен ко входу аналого-цифрового преобразователя, выход которого присоединен к сигнальному входу контроллера управления матрицей, первый выход которого подключен к управляющему входу аналого-цифрового преобразователя, а второй выход контроллера присоединен к второму управляющему входу блока опроса и считывания, а цифровой выход контроллера соединен информационной шиной с входом блока обработки цифровой информации (ПЭВМ), к двум выходам которого подключены первый и второй блоки отображения информации - монитор и принтер.

Работа известного устройства заключается в следующем. Одновременно с включением рентгеновского излучения с пульта управления на вход блока обработки цифровой информации (ПЭВМ) поступает сигнал, запускающий программу, по которой включается сканирующее рентгеновского аппарата и контроллер управления матрицей, который начинает опрос многоэлементной ПЗС матрицы через блок опроса и считывания и аналого-цифровой преобразователь (АЦП).

Использование в составе рентгеновского приемника контроллера управления матрицей и самой матрицы с форматом, содержащем несколько строк обеспечивает

сохранение заданного пространственного разрешения и частично снижает радиационные нагрузки на пациента.

Недостатком известного устройства является относительно продолжительное время сканирования и соответственно большая доза облучения пациента. Кроме того, при последовательном вводе фрагментов изображения источник излучения - рентгеновская трубка включается на время, необходимое для сканирования всего объекта, что приводит к ускоренному выходу ее из строя, а также к многократному увеличению уровня фонового рентгеновского излучения в помещении.

Технический результат, заключающийся в устранении указанных недостатков достигается в предлагаемом устройстве для формирования и регистрации рентгеновского изображения, содержащем источник рентгеновского излучения, сцинтилляционный экран, оптически связанный посредством проекционной оптической системы с блоком регистрации изображения, блок обработки цифровой информации, блок считывания, аналого-цифровой преобразователь и контроллер, тем, что блок регистрации изображения содержит последовательно связанные усилитель изображения, волоконно-оптическую систему и фоточувствительную многоэлементную матрицу, а также элемент охлаждения, выполненный, например, в виде элемента Пельтье, при этом первый и второй выходы блока считывания подключены соответственно к информационному входу аналого-цифрового преобразователя и ко входу считывания фоточувствительной многоэлементной матрицы, информационный выход которой соединен с информационным входом блока считывания, управляющий вход которого соединен с первым управляющим выходом контроллера, второй управляющий выход которого подключен к управляющему входу аналого-цифрового преобразователя, а третий управляющий выход контроллера соединен со входом управления источника рентгеновского излучения, при этом информационный выход контроллера подключен к блоку обработки цифровой информации.

При этом усилитель изображения состоит из последовательно расположенных фотокатода, микроканальной пластины и люминофорного слоя.

Указанный технический результат достигается также тем, что микроканальная пластина состоит из из алмазоподобной пленки с сотовой структурой микроканалов диаметром 1-15 мкм и внутренней полупроводящей поверхностью.

Сущность полезной модели поясняется чертежом.

Устройство содержит источник 1 рентгеновского излучения, воздействующий на объект 2 исследования, сцинтилляционный экран 3, оптически связанный посредством проекционной оптической системы 4, состоящей из фокусирующего элемента 5 и механического блока 6 юстировки с блоком 7 регистрации изображения.

Блок 7 регистрации изображения содержит усилитель 8 изображения, состоящий из последовательно расположенных фотокатода 9, микроканальной пластины 10 и люминофорного слоя 11, связанного через волоконную систему 12 с фоточувствительной многоэлементной матрицей 13, контактирующей с элементом 14 охлаждения, выполненным, например, в виде элемента Пельтье. Микроканальная пластина 10 состоит из из алмазоподобной пленки с сотовой структурой микроканалов диаметром 1-15 мкм и внутренней полупроводящей поверхностью.

В состав устройства входят также блок 15 считывания, аналого-цифровой преобразователь 16, контроллер 17 и блок 18 обработки цифровой информации.

При этом первый и второй выходы блока 15 считывания подключены соответственно к информационному входу аналого-цифрового преобразователя 16 и ко входу считывания фоточувствительной многоэлементной матрицы 13, информационный выход которой соединен с информационным входом блока 15 считывания, управляющий вход которого соединен с первым управляющим выходом контроллера 17, второй управляющий выход которого подключен к управляющему входу аналого-цифрового преобразователя 16, а третий управляющий выход контроллера 17 соединен со входом управления источника 1 рентгеновского излучения, а информационный выход контроллера 17 подключен к блоку 18 обработки цифровой информации.

Проекционная оптическая система 4 предназначена для фокусировки оптического изображения сцинтилляционного экрана 3 на вход блока 7 регистрации изображения с обеспечением максимального светового потока, попадающего на его вход при заданных характеристиках разрешения и мощности рентгеновского излучения и может, например, включать криволинейные фокусирующие зеркала, обеспечивающие значительное усиление светового потока по сравнению с фокусирующей системой на основе линз.

Усилитель 8 изображения, включающий последовательно оптически связанные фотокатод 9, микроканальную пластину 10 и люминофорный слой 11, совместно с волоконно-оптической системой 12 предназначены для переноса изображение на многострочную фоточувствительную многоэлементную матрицу 13, при этом микроканальная пластина 10 может, но не обязательно, состоять из пластины из алмазоподобной пленки с сотовой структурой микроканалов диаметром 1-15 мкм причем спектральная чувствительность фотокатода 9 максимально приближена к спектру излучения сцинтилляционного экрана 3.

Указанное выше выполнение блока 7 регистрации изображения позволяет получить полноформатное статичное либо динамическое рентгеновское изображение.

Устройство работает следующим образом.

После включения электропитания и предварительного выбора режима работы рентгеновского излучения включается источник рентгеновского излучения 1. Поток излучения, проходя через объект исследования 2 образует на сцинтилляционном экране 3 теневое рентгеновское изображение, которое проходя через сцинтилляционный слой экрана возбуждает в нем молекулы сцинтиллятора и тем самым формирует оптическое изображение.

Это изображение с помощью линзы 5 проекционной оптической системы 4 проецируется на оптический вход блока 7 регистрации изображения.

Световой поток попадает на фотокатод 9, вызывая эмиссию электронов, которые ускоряются микроканальной пластиной 10 и попадают на люминофорный слой 11. Для ускорения потока электронов к микроканальной пластине 12 прикладывается высокое напряжение блока питания (на чертеже не показан). Микроканальная пластина 10 может, быть выполнена, например, на основе алмазоподобной пленки с сотовой структурой с размером ячейки 1-15 мкм и внутренней полупроводящей поверхностью. На люминофорном слое 11 под воздействием ускоренного потока электронов вновь формируется оптическое изображение.

Усилитель 8 изображения обеспечивает большой коэффициент усиления и высокое пространственное разрешение. Для эффективного усиления входного изображения спектральная чувствительность фотокатода 9 максимально приближена к спектру излучения сцинтилляционного экрана 3.

Оптическое изображение, получаемое на выходном люминофорном слое 11, переносится волоконно-оптической пластиной 12 и принимается многострочной фоточувствительной многоэлементной матрицей 13.

Дополнительное повышение чувствительности матрицы 13 обеспечивается уменьшением темнового тока за счет ее охлаждения с помощью охладителя 14, например, элемента Пельтье. Темновой ток постоянно присутствует в элементах матрицы 13 и создает значительные шумы, поскольку он заполняет пиксели матриц тепловыми электронами, которые не содержат полезной информации. При этом темновой ток удваивается при нагреве матрицы на 6-8°С.

Для охлаждения матрицы 13 ее корпус присоединен к радиатору термоэлектрического холодильника Пельтье 14, электропитание которого осуществляется от блока электропитания (не показан). При этом сброс образовавшегося тепла производится на корпус многоканального блока 7. За счет термоэлектрического холодильника Пельтье 14 матрица 13 охлаждается на 25°С ниже температуры окружающей среды. При этом реальный выигрыш при использовании охладителя 14 по сравнению с матрицей без охлаждения, составляет около 37-39°С. Это приводит к уменьшению темнового тока примерно в 30-40 раз.

Считывание сигнала изображения с выхода матрицы 13 осуществляется следующим образом.

Одновременно с включением источника 1 рентгеновского излучения 1 на вход блока 18 обработки цифровой информации поступает сигнал, запускающий программу, по которой блок 18 запускает контроллер 17, который осуществляет опрос многострочной многоэлементной матрицы 13 через блок 15 считывания и АЦП 16.

Блок 18 обработки информации обеспечивает передачу сформированного статического или динамического изображения для дальнейшей обработки компьютером или медицинской информационной системы. Блок 18 обработки цифровой информации обеспечивает также передачу изображения по цифровым интерфейсам Ethernet, USB, WiFi, IEEE 1394 в необходимом формате, подвергнутое цифровой компрессии (например, JPEG), а также передачу данных для последующей обработки медицинскими информационными системами в стандартном формате.

Достоинством предлагаемого технического решения является также то, что оно обеспечивает многократное снижение дозовых радиационных нагрузок на пациента и токовую нагрузку на источник излучения - рентгеновскую трубку и позволяет применять рентгеновские трубки более низкой мощности и стоимости.

Устройство прошло эксплуатационные испытания и показало высокие технические характеристики по сравнению с прототипом.

Источники информации:

1. Препринт Института ядерной физики СО РАН N 89, 1973 г.Новосибирск, стр.4-9

2. Малодозовая цифровая рентгенографическая установка (МЦРУ) «Сибирь» (см. И.Б.Белова, В.М.Китаев, Малодозовая цифровая рентгенография [Малодозовая цифровая рентгенографическая установка "Сибирь-Н"], Орел, 2001.).

3. Патент EПВ N 0143205, G01Т 1/00, 1988 г.

4. Патент РФ №2130623, МПК G01T 1/00, 1/29, 1997 г.

1. Устройство для формирования и регистрации рентгеновского изображения, содержащее источник рентгеновского излучения, сцинтилляционный экран, оптически связанный посредством проекционной оптической системы с блоком регистрации изображения, блок обработки цифровой информации, блок считывания, аналого-цифровой преобразователь и контроллер, отличающееся тем, что блок регистрации изображения содержит последовательно связанные усилитель изображения, волоконно-оптическую систему и фоточувствительную многоэлементную матрицу, а также элемент охлаждения, выполненный, например, в виде элемента Пельтье, при этом первый и второй выходы блока считывания подключены соответственно к информационному входу аналого-цифрового преобразователя и ко входу считывания фоточувствительной многоэлементной матрицы, информационный выход которой соединен с информационным входом блока считывания, управляющий вход которого соединен с первым управляющим выходом контроллера, второй управляющий выход которого подключен к управляющему входу аналого-цифрового преобразователя, а третий управляющий выход контроллера соединен со входом управления источника рентгеновского излучения, при этом информационный выход контроллера подключен к блоку обработки цифровой информации.

2. Устройство по п.1, отличающееся тем, что усилитель изображения состоит из последовательно расположенных фотокатода, микроканальной пластины и люминофорного слоя.

3. Устройство по п.2, отличающееся тем, что микроканальная пластина состоит из алмазоподобной пленки с сотовой структурой микроканалов диаметром 1-15 мкм и внутренней полупроводящей поверхностью.