Устройство для медицинской диагностики

Устройство для медицинской диагностики

Иллюстрации

Показать все

Реферат

Предлагаемое изобретение относится к области биологии и медицины и может быть использовано для диагностики заболеваний внутренних органов.

Известны устройства для медицинской диагностики [1, 2], содержащие источник рентгеновского излучения, на пути распространения которого расположены диагностируемый объект и сцинтиллятор и ПЗС-матрица, позволяющая преобразовать полученное зарядовое изображение в электрические сигналы, далее в цифровой вид и осуществить визуализацию рентгеновского снимка. Недостатками известных способов и устройств является высокая дозовая нагрузка на пациента.

Наиболее близким техническим решением является устройство [3] для медицинской диагностики, содержащее формирователь узкого прерывистого пучка излучения с линейной разверткой пучка в направлении, ортогональном направлению распространения излучения, расположенный на пути излучения после диагностируемого объекта детектор излучения, привод перемещения формирователя и детектора относительно диагностируемого объекта, связанный механически с формирователем и детектором и электрически - с блоком синхронизации, соединенным с формирователем пучка излучения, задающий генератор, выход которого соединен со входом блока синхронизации, процессор, информационные входы которого соединены с выходами АЦП, монитор. В устройстве [3] прерывание пучка излучения достигнуто введением непрозрачного обтюратора с щелями заданной формы. В качестве детектора излучений в устройстве [3] использована матрица приборов с зарядовой связью.

Первым недостатком устройства [3] является ограничение возможности снижения дозовой нагрузки на пациента - диагностируемый объект, связанное с необходимостью многоступенчатого преобразования энергии излучения в измеряемый электрический сигнал. Каждая ступень преобразования (рентгеновское излучение - в световое, световое - в электрические заряды, перемещение их регистрами сдвига внутри матрицы) сопровождается потерями энергии. Эти потери существенно ограничивают возможность снижения интенсивности сканирующего пучка. Непосредственное преобразование энергии рентгеновского излучения в ПЗС-матрице малоэффективно из-за малой величины поглощения рентгеновских квантов, что определяется малой толщиной чувствительного слоя, что, в свою очередь, продиктовано технологическими факторами. Вторым крупным недостатком технического решения [3], использующего в качестве формирователя изображения ПЗС-матрицу, является сложность выполнения операции считывания и сложность выполнения блока считывания. Считывание информации с ПЗС-матрицы требует значительного количества оборудования: специальные регистры, перемещающие заряды к выходному узлу ПЗС-матрицы, и сложную систему синхронизации сканирования, считывания и определения пространственного положения, т.е. координат считанного с ПЗС-матрицы пикселя, соответствующего сканируемой части диагностируемого объекта.

Более высокая эффективность преобразования рентгеновского излучения в электрический сигнал обеспечивается полупроводниковыми детекторами рентгеновского излучения - специальными p-i-n диодами с относительно большой толщиной чувствительного слоя, в котором поглощается большая часть рентгеновских квантов. Еще более высокая эффективность преобразования обеспечивается многослойным детектором, в котором несколько параллельно соединенных p-i-n диодов располагаются друг за другом по направлению распространения рентгеновского излучения.

Однако, если выполнить формирователь сигналов изображения с разрешающей способностью, аналогичной разрешающей способности ПЗС-матрицы (порядка 10⁶ элементов), из отдельных диодов, то процедура считывания и обработки сигналов станет практически нереализуемой. В этом случае потребуется 10⁶ отдельных каналов, включающих 10⁶ АЦП, либо большое число скоростных коммутаторов с числом входов порядка 10⁶.

Техническим результатом предлагаемого устройства является снижение дозовой нагрузки на пациента и повышение быстродействия при считывании информации.

Технический результат в устройстве для медицинской диагностики, содержащем формирователь узкого прерывистого пучка излучения с линейной разверткой пучка в направлении, ортогональном направлению распространения излучения, расположенный на пути излучения после диагностируемого объекта, детектор излучения, привод перемещения формирователя и детектора относительно диагностируемого объекта, связанный механически - с формирователем и детектором и электрически - с блоком синхронизации, соединенным с формирователем пучка излучения, задающий генератор, выход которого соединен со входом блока синхронизации, процессор, первая группа информационных входов которого соединена с выходами АЦП, достигается тем, что в устройстве детектор излучения выполнен в виде М расположенных друг за другом по направлению распространения излучения идентичных слоев, причем каждый из слоев выполнен в виде N изолированных друг от друга параллельных линеек, каждая из которых состоит из К параллельно соединенных, обратно смещенных и расположенных в одну линию по направлению развертки пучка, p-i-n диодов, при этом все М расположенные послойно друг за другом линейки с совпадающими порядковыми номерами соединены между собой и соединены с информационными входами АЦП, а введенный счетчик импульсов счетным входом соединен с выходом задающего генератора, управляющим - с выходом формирователя пучка излучения с разверткой, выход счетчика импульсов соединен со вторым информационным входом процессора, тактовый выход счетчика - с управляющими входами АЦП.

Существо изобретения заключается в использовании детектора излучения, обладающего высокой эффективностью преобразования энергии рентгеновского излучения в электрический сигнал. Кроме того, именно предлагаемая конструкция детектора позволяет использовать счетчик, обеспечивающий простое определение пространственного положения считанного элемента изображения (пикселя) и его соответствия определенной области (зоне) диагностируемого объекта. Это позволяет существенно увеличить скорость считывания, т.е. повысить быстродействие, являющееся важнейшим показателем устройства, например, при диагностировании детей, обеспечить неподвижность которых во время процедуры диагностирования затруднительно. Следующим важным фактором является многослойное расположение диодов, что обеспечивает повышение чувствительности детектора и расширение диапазона регистрации по яркости.

Предлагаемое устройство схематично представлено на фиг. 1, на фиг. 2 представлены схематично многосекционный детектор излучения и его фрагменты, на фиг. 3 представлены временные диаграммы, поясняющие работу устройства.

Устройство на фиг. 1 содержит формирователь 1 узкого прерывистого пучка излучения с разверткой, детектор 2 излучения, выполненный в виде N изолированных друг от друга линеек, блок синхронизации 3, привод 4, задающий генератор 5, счетчик 6, АЦП 7, процессор 8, монитор 9.

Детектор 2 выполнен в виде М расположенных друг за другом по направлению распространения пучка излучения слоев 10, причем каждый из слоев выполнен в виде N изолированных друг от друга линеек 11, каждая из которых состоит из К параллельно соединенных и обратно смещенных p-i-n диодов 12. Выбор именно p-i-n диодов (а не р-n) связан с лучшим соотношением объема чувствительной области к объему диода в целом, характерным для p-i-n диода, что и обеспечивает лучшую эффективность преобразования энергии рентгеновского излучения в электрический аналог. Для снижения шумов детектора при подаче запирающего рабочего напряжения и уменьшения взаимосвязи между диодами необходимо создать охранные кольца вокруг каждого диода или сформировать канавки вокруг p-i-n диодов с глубиной, превышающей глубину залегания р-n перехода. Причем целесообразно использовать канавки для изоляции линеек друг от друга, а для уменьшения междиодной связи в составе одной линейки - для обеспечения дискретизации снимаемого сигнала между соседними диодами при сохранении непрерывности сбора - канавку с перемычкой.

При энергии рентгеновского излучения менее 100 кэВ полное поглощение в кремнии происходит на глубине 1 мм (т.е. с учетом электрофизических параметров применяемого кремния толщина диода с полным сбором носителей заряда при безопасном напряжении составляет 0,2 мм). Таким образом, оптимальное количество диодных слоев М=5.

Оптимальное число диодов К=1024 зависит от возможностей технологии и размеров исследуемого объекта. По мере совершенствования технологии изготовления детектора оптимальная величина К будет расти, обеспечивая повышение разрешающей способности устройства.

Детектор 2 установлен таким образом, что направление линеек совпадает с направлением перемещения узкого пучка излучения в процессе развертки.

Формирователь 1 узкого прерывистого пучка излучения с разверткой имеет электрический управляющий вход, соединенный с выходом блока синхронизации, и два электрических выхода.

Блок синхронизации 3 связан магистральными взаимными связями с формирователем излучения 1 и приводом 4 и работает от задающего генератора 5. Блок синхронизации 3 реализован по известным техническим решениям с использованием методов формальной логики (триггеров, регистров, элементов И, ИЛИ, НЕ, НЕТ и т.д.). Необходимо отметить, что комбинация блоков 3, 5, 6 предлагаемого устройства по конструктивному исполнению и функциям отличается от совокупности блоков синхронизации и управления считыванием прототипа, что связано с использованием нового детектора.

На фиг.3а показаны выходные сигналы задающего генератора 5, на фиг.3б схематично показаны диаграммы, характеризующие развертку пучка излучения в направлении «Y», ортогональном направлению распространения излучения «Z» и направлению «X» перемещения формирователя и детектора излучения относительно диагностируемого объекта. На фиг.3в показаны сигналы, поступающие с формирователя 1 на управляющий вход счетчика 6. На фиг.3г представлены выходные сигналы с одной из линеек детектора излучения (изменение сигнала в пределах одного периода развертки), характеризующие распределение плотности диагностируемого объекта в направлении развертки луча. На фиг.3д условно показаны сигналы, поступающие с тактового выхода счетчика 6 на управляющие входы АЦП 7. Частота следования этих сигналов задается тактовым генератором 5 и выбирается таким образом, чтобы число импульсов за время прямого хода развертки луча t_p соответствовала числу p-i-n диодов К в каждой линейке диодов. Режимы работы формирователя 1, привода 4, блока синхронизации 3 и счетчика 6 подобраны таким образом, что за время одной развертки луча сканируется область диагностируемого объекта, соответствующая площади детектора. Детектор является позиционно-чувствительным, причем каждому диоду 12 соответствует определенный элемент диагностируемого объекта. После окончания прямого хода луча от формирователя 1, привод 4 обеспечивает изменение положения детектора относительно диагностируемого объекта, что фиксируется счетчиком 6 и, следовательно, процессором, т.к. управляющий вход счетчика 6 соединен с выходом формирователя 1.

Устройство работает следующим образом.

Формирование узкого пучка, его прерывание и развертка осуществляется так же, как и в прототипе.

При сканировании рентгеновским пучком диагностируемого объекта одной разверткой в каждый момент времени происходит проецирование изображения каждого элемента сканируемой области диагностируемого объекта на соответствующий p-i-n диод 12 (от 1-ого до К-того) в каждой линейке 11 диодов (от 1-ой до N-ой). Диоды 12 в каждой линейке соединены параллельно, но во времени облучаются последовательно по ходу развертки луча. На выходе соответствующей линейки 11 детектора возникает электрический сигнал, пропорциональный интенсивности пучка излучения, попадающего на облучаемый в данный момент времени p-i-n диод 12 (фиг.3г). Поскольку число импульсов с тактового выхода счетчика 6 за время прямого хода развертки луча соответствует числу диодов в линейке, то показания тактового выхода счетчика 6 соответствует номеру диода (координата Y) в линейке 11 детектора 2, с которого в данный момент времени считывается информация в АЦП 7 и после аналого-цифрового преобразования поступает в процессор 8. Как видно из блок-схемы и временных диаграмм, считывание с диодов 12 с одноименными номерами со всех линеек 11 по ходу развертки луча производится одновременно.

Поскольку использован АЦП 7 с числом каналов N, соответствующим числу линеек N детектора 2, в процессоре 8 имеется информация о номере линейки (координата X). По мере перемещения формирователя пучка излучения 1 и детектора 2 относительно диагностируемого объекта координата Х увеличивается на величину шага перемещения, задаваемого приводом. 4. Номер координаты привода со второго выхода счетчика 6 поступает на процессор 8. Таким образом, в процессоре 8 имеется информация о координатах Х и У считываемой с диодов 12 информации. Как уже отмечалось ранее, сигнал, пропорциональный поглощению элементом диагностируемой области и выделяемый на каждом диоде 12 (яркостная отметка Z), после аналого-цифрового преобразования также поступает в процессор 8.

Процессор 8 обрабатывает по заданной программе полученную информацию с учетом расстояния между детекторами, между линейками детектора и воспроизводит ее на мониторе 9 в виде рентгенограммы.

Как отмечалось ранее, детектор излучения выполнен в виде М расположенных друг за другом по направлению распространения излучения идентичных слоев, при этом все М расположенные послойно друг за другом линейки с совпадающими порядковыми номерами соединены между собой. Это означает, что рентгеновское излучение, проецируемое диагностируемой областью, может поглощаться в следующих слоях детектора, откликаясь электрическим сигналом. Электрические сигналы с диодов одноименных линеек всех слоев суммируются, формируя яркостную отметку Z, характеризующую плотность каждого элемента диагностируемого объекта. Благодаря многослойной структуре детектора дополнительно повышается эффективность преобразования рентгеновского излучения в электрический сигнал.

Таким образом, в предлагаемом устройстве благодаря использованию детектора, обладающего высокой эффективностью преобразования энергии рентгеновского излучения в электрический сигнал, уменьшается дозовая нагрузка на пациента. Кроме того, она уменьшается благодаря выполнению детектора из М слоев, в число, равное числу слоев М. Достигается также и второй технический результат предлагаемого устройства: повышение быстродействия считывания информации с детектора, благодаря новому выполнению детектора, примерно, в N раз, т.к. считывание информации с N линеек пространственного детектора излучения осуществляется одновременно. Благодаря новому выполнению детектора обеспечивается простое определение координат считываемого пикселя изображения, соответствующего определенной области диагностируемого объекта.

При соответствующем развитии технологии изготовления детекторов число N может достигать нескольких десятков или сотен, обеспечивая соответствующее повышение быстродействия, однако при этом должно и увеличиваться число каналов АЦП. Оценка оптимальной величины N при современном уровне технологии находится в пределах от 32 до 128.

Литература

1. Пат. США №5604781 от 18.02.1997 г., G 01 N 23/04, А 61 В 006/14.

2. Пат. США №6178229 от 23.01.2001 г., H 05 G 001/28.

3. Пат. РФ №2172137 от 25.12.1998 г., А 61 В 006/03 "Способ вычислительной томографии и устройство для медицинской диагностики", заявитель НИИ импульсной техники, автор - Жмулев Л.С. (прототип).

Устройство для медицинской диагностики, содержащее формирователь узкого прерывистого пучка излучения с линейной разверткой пучка в направлении, ортогональном направлению распространения излучения, расположенный на пути излучения после диагностируемого объекта детектор излучения, привод перемещения формирователя и детектора относительно диагностируемого объекта, связанный механически с формирователем и детектором и электрически с блоком синхронизации, соединенным с формирователем пучка излучения, задающий генератор, выход которого соединен со входом блока синхронизации, процессор, первая группа информационных входов которого соединена с выходами АЦП, отличающееся тем, что в устройстве детектор излучения выполнен в виде М расположенных друг за другом по направлению распространения излучения идентичных слоев, причем каждый из слоев выполнен в виде N изолированных друг от друга параллельных линеек, каждая из которых состоит из К параллельно соединенных, обратно смещенных и расположенных в одну линию по направлению развертки пучка, p-i-n-диодов, при этом все М расположенные послойно друг за другом линейки с совпадающими порядковыми номерами соединены между собой и соединены с информационными входами АЦП, число каналов которого равно числу N линеек детектора, управляющие входы АЦП соединены с тактовым выходом введенного счетчика импульсов, число импульсов которого за время прямого хода развертки луча с формирователя пропорционально числу диодов К в каждой линейке детектора, счетный вход счетчика импульсов соединен с выходом задающего генератора, управляющий вход - с выходом формирователя пучка излучения с разверткой, выход счетчика импульсов соединен со вторым информационным входом процессора.