RU2071725C1 - Computer-based tomograph - Google Patents

Computer-based tomograph Download PDF

Info

Publication number
RU2071725C1
RU2071725C1 RU93032495A RU93032495A RU2071725C1 RU 2071725 C1 RU2071725 C1 RU 2071725C1 RU 93032495 A RU93032495 A RU 93032495A RU 93032495 A RU93032495 A RU 93032495A RU 2071725 C1 RU2071725 C1 RU 2071725C1
Authority
RU
Russia
Prior art keywords
unit
input
output
scintillator
matrix photodetector
Prior art date
Application number
RU93032495A
Other languages
Russian (ru)
Other versions
RU93032495A (en
Inventor
С.С. Борисенков
С.И. Козлов
Н.С. Кузнецов
А.К. Поташников
В.И. Пухаев
Original Assignee
Научно-производственная коммерческая фирма "Ренси Лтд."
Совместное российско-германское предприятие "IVOSIB"
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by Научно-производственная коммерческая фирма "Ренси Лтд.", Совместное российско-германское предприятие "IVOSIB" filed Critical Научно-производственная коммерческая фирма "Ренси Лтд."
Priority to RU93032495A priority Critical patent/RU2071725C1/en
Publication of RU93032495A publication Critical patent/RU93032495A/en
Application granted granted Critical
Publication of RU2071725C1 publication Critical patent/RU2071725C1/en

Links

Images

Landscapes

  • Apparatus For Radiation Diagnosis (AREA)

Abstract

FIELD: medical engineering. SUBSTANCE: device has X-ray radiation source with controllable collimator kinematically bound with detection unit to be able to move them relative to an object under examination. Information processing unit has analog-to-digital converter, time mode control members and computer. The detection unit has scintillation unit and matrix photodetector unit connected to analog-to-digital converter. The detection unit additionally has projecting unit directed along the optical axis between scintillation unit and matrix photodetector unit made as zoom lens which object plane is inside the scintillation unit and image plane is coupled with matrix photodetector unit input plane. The output plane of the scintillation unit input plane of the matrix photodetector unit are provided with anti-reflection coating. Information processing unit is provided with additional buffer memory unit connected with analog-to-digital converter, programmed digital commutation unit, digital summing unit, multi-channel video memory unit and reconstruction calculation unit. Information input of the programmed digital commutation unit is connected with buffer memory unit output, the control input is connected with computer bus and its output is connected with the digital summing unit which output is connected with computer bus. The reconstruction calculation unit is connected with the input connected with the programmed digital commutation unit output through the multi-channel video memory unit which channel number is equal to matrix photodetector string number. It is also connected with computer bus. Time process mode control units are designed as time cycle control and parameter definition unit which input is connected with computer bus and its output is connected with matrix photodetector unit control input. Beside that, tomograph optionally has matrix photodetector unit provided with several zoom lenses. In this case, multi-channel reconstruction calculation unit is connected with memory unit and computer bus through video memory unit. Scintillation unit is of composed monocrystal type. EFFECT: reduced dose loads applied to objects under diagnostic examination. 12 cl, 8 dwg

Description

Изобретение относится к рентгенорадиометрическим приборам диагностики и контроля и может быть использовано в медицинской рентгенодиагностике, а также в области промышленной интроскопии и томографии. The invention relates to x-ray radiometric diagnostic and control devices and can be used in medical x-ray diagnostics, as well as in the field of industrial introscopy and tomography.

Известны устройства для получения панорамного томографического изображения зубов [1 5] содержащие источник веерного рентгеновского пучка, средства фиксации диагностируемого объекта относительно источника рентгеновского излучения, средства поворота источника рентгеновского излучения и зафиксированного на одном держателе с ним устройства с кассетодержателем рентгеновской пленки и с устройством перемещения рентгеновской пленки относительно пучка рентгеновского излучения, щелевые коллиматоры, установленные на источнике рентгеновского излучения и перед кассетодержателем рентгеновской пленки, механическое устройство изменения положения оси вращения системы источник рентгеновского излучения рентгеновская пленка относительно объекта диагностики, привод вращения с устройством регулирования скорости вращения системы источник рентгеновского излучения рентгеновская пленка относительно объекта диагностики, которые обладают ограниченными функциональными возможностями, связанными с невозможностью получения панорамного томографического изображения заданной формы томографического слоя без изменения положения оси вращения относительно диагностируемого объекта или без изменения скорости подачи рентгеновской пленки относительно щели коллиматора, невозможностью получения поперечных томографических изображений, невозможностью получения продольных томографических изображений, невозможностью получения трехмерных изображений, и, кроме этого, увеличивают дозовую нагрузку на диагностируемый объект за счет использования рентгеновской пленки, обладающей намного меньшей чувствительностью, чем детекторы предлагаемого изобретения. Known devices for obtaining a panoramic tomographic image of teeth [1 5] containing a source of a fan X-ray beam, means for fixing the diagnosed object relative to the X-ray source, means for rotating the X-ray source and a device fixed to the same holder with the X-ray film cassette holder and with the X-ray film moving device relative to the x-ray beam, slotted collimators mounted on the x-ray source radiation and in front of the cassette holder of the x-ray film, a mechanical device for changing the position of the axis of rotation of the system, the source of the x-ray radiation, the x-ray film relative to the object of diagnosis, a rotation drive with a device for controlling the rotation speed of the system, the source of the x-ray radiation, the x-ray film relative to the object of diagnosis, which have limited functionality associated with the impossibility of obtaining a panoramic tomographic image of a given fo rma of the tomographic layer without changing the position of the axis of rotation relative to the diagnosed object or without changing the feed rate of the x-ray film relative to the collimator slit, the inability to obtain transverse tomographic images, the inability to obtain longitudinal tomographic images, the inability to obtain three-dimensional images, and, in addition, increase the dose load on the diagnosed object due to the use of an x-ray film having a much lower sensitivity than detectors of the invention.

Известны вычислительные томографы [6 13] содержащие неподвижно расположенные друг относительно друга источник коллимированного рентгеновского излучения и детектор, совершающие поступательное движение (сканирование) относительно пациента (объекта диагностики), после чего узел источник - детектор поворачивается относительно пациента на заданный угол и поступательное движение повторяется в новом угловом положении. В этом варианте используется одноканальный детектор. Известны также устройства для осевой томографии, содержащие источник веерного рентгеновского излучения, набор блоков детектирования, средства расположения исследуемого объекта между источником излучения и детекторами, средства поворота источника и детекторов совместно вокруг исследуемого объекта, причем набор блоков детектирования установлен по окружности с центром, совпадающим с осью поворота источника излучения, средства формирования и аналого-цифрового преобразования и обработки сигналов с детекторов и дисплей, которые обладают ограниченными функциональными возможностями, связанными с невозможностью получения панорамных томографических снимков за один цикл диагностики, связанными с невозможностью получения трехмерного изображения диагностируемого объекта за один цикл диагностики, связанными с худшим, по сравнению с заявляемым техническим решением, пространственным разрешением из-за особенностей конструктивного выполнения блоков детектирования, и, кроме этого, создают большую дозовую нагрузку на диагностируемый объект в целом за счет наличия между детекторами многоканального блока детектирования "мертвой зоны" (зазора между каналами детектора), а также за счет световых потерь в сцинтилляционном детекторе на границе сцинтилляционный кристалл фотодетектор, а, следовательно, низкого коэффициента использования излучения, а также низкого быстродействия. Все это ограничивает сферу их использования, особенно для целей медицинской диагностики. Computing tomographs are known [6 13] containing a source of collimated x-ray radiation that are motionlessly fixed relative to each other and a detector that performs translational motion (scanning) relative to the patient (diagnostic object), after which the source-detector assembly rotates relative to the patient by a predetermined angle and the translational motion is repeated in new angular position. In this embodiment, a single channel detector is used. Axial tomography devices are also known, comprising a fan x-ray source, a set of detection units, means for locating the object under study between the radiation source and the detectors, means for rotating the source and detectors together around the object to be studied, the set of detection units being installed in a circle with a center coinciding with the axis rotation of the radiation source, means of formation and analog-to-digital conversion and processing of signals from detectors and a display that have limited functionality associated with the inability to obtain panoramic tomographic images in one diagnostic cycle, associated with the inability to obtain a three-dimensional image of the diagnosed object in one diagnostic cycle, associated with a worse spatial resolution compared to the claimed technical solution due to the design features of the blocks detection, and, in addition, create a large dose load on the diagnosed object as a whole due to the presence between children by the multichannel “dead zone” detection unit (the gap between the detector channels), as well as due to light losses in the scintillation detector at the boundary of the scintillation crystal, the photodetector, and, therefore, low emissivity and low speed. All this limits the scope of their use, especially for medical diagnostic purposes.

Наиболее близким к предлагаемому изобретению является стоматологический рентгеновский аппарат для получения панорамных послойных снимков челюсти пациента [14] прототип, содержащий детектор, образующий электрические сигналы, пропорциональные интенсивности излучения. К детектору подключен аналого-цифровой преобразователь, устройство записи изображения и устройство обработки данных с вычислительным блоком, которое по сигналам, полученным от детектора в процессе съемки, рассчитывает изображение кругового обзора. Детектор содержит один или несколько ПЗС-сенсоров, расположенных так, что в их зоне изображения отражается вторичная щель. С помощью хронирующего генератора изображения, соответствующие световым изображениям во вторичной щели, складываются в ПЗС-сенсоре в одно общее изображение. Из зоны изображения передаются в накопительную зону, затем считываются сдвиговым регистром и поступают в аналого-цифровой преобразователь. Тактовая частота выбрана так, что изображения поступают в накопительную зону, а потом построчно считываются сдвиговым регистром с такой же скоростью, с какой при обычной технике съемки рентгеновская пленка проходит мимо вторичной щели. Это устройство обладает ограниченными функциональными возможностями, связанными с невозможностью изменения пространственного разрешения (например, повышения пространственного разрешения) без изменения конструктивного выполнения блока детектирования, с невозможностью получения поперечных томографических изображений и трехмерного изображения диагностируемого объекта за один цикл диагностики, и, кроме этого, создает большую дозовую нагрузку на диагностируемый объект в целом из-за наличия между камерами в блоке детектирования, заполненными сцинтилляционным материалом, "мертвой зоны", а также за счет световых потерь в сцинтилляционном детекторе на границе сцинтилляционный кристалл оптическое волокно, в самом оптическом волокне, на границе оптическое волокно фотоприемный элемент ПЗС-матрицы, а, следовательно, низкого коэффициента использования излучения. Closest to the proposed invention is a dental x-ray apparatus for obtaining panoramic layered images of the jaw of the patient [14] a prototype containing a detector that generates electrical signals proportional to the radiation intensity. An analog-to-digital converter, an image recording device and a data processing device with a computing unit are connected to the detector, which, based on the signals received from the detector during shooting, calculates the image of a circular view. The detector contains one or more CCD sensors located so that a secondary slit is reflected in their image area. Using the timing generator, the images corresponding to the light images in the secondary slit are combined in a CCD sensor into one common image. From the zone, the images are transferred to the storage zone, then read by the shift register and fed to the analog-to-digital converter. The clock frequency is chosen so that the images enter the accumulation zone, and then are read out line by line with the shift register at the same speed as with the usual technique of shooting the x-ray film passes by the secondary slit. This device has limited functionality associated with the impossibility of changing the spatial resolution (for example, increasing the spatial resolution) without changing the design of the detection unit, with the inability to obtain transverse tomographic images and three-dimensional images of the diagnosed object in one diagnostic cycle, and, in addition, creates a large the dose load on the diagnosed object as a whole due to the presence between the cameras in the detection unit, filled with scintillation material, the “dead zone”, and also due to light losses in the scintillation detector at the boundary of the scintillation crystal, the optical fiber, in the optical fiber itself, at the optical fiber boundary is the photodetector element of the CCD matrix, and, consequently, low emissivity.

Все это ограничивает сферу его использования, особенно для целей медицинской диагностики. All this limits the scope of its use, especially for medical diagnostic purposes.

Предлагаемый вычислительный томограф свободен от этих недостатков. The proposed computed tomograph is free from these disadvantages.

Целью изобретения является расширение функциональных возможностей, снижение дозовой нагрузки на диагностируемый объект, повышение точности томографических исследований. The aim of the invention is the expansion of functionality, reducing the dose on the diagnosed object, improving the accuracy of tomographic studies.

Поставленная цель по варианту 1 достигается тем, что блок детектирования дополнительно снабжен узлом проецирования, размещенным вдоль оптической оси между узлом сцинтиллятора и узлом сцинтиллятора и узлом матричного фотодетектора, и выполненным в виде панкратического объектива, плоскость предметов которого размещена внутри сцинтиллятора, а плоскость изображений сопряжена с входной плоскостью узла матричного фотодетектора, при этом выходная плоскость узла сцинтиллятора и входная плоскость узла матричного фотодетектора снабжены просветляющим покрытием, а блок обработки информации дополнительно снабжен буферным запоминающим устройством, соединенным с аналого-цифровым преобразователем, программируемым цифровым коммутатором, цифровым сумматором, многоканальным блоком видеопамяти и реконструкционным вычислителем, при этом информационный вход программируемого цифрового коммутатора соединен с выходом буферного запоминающего устройства, управляющий вход с шиной ЭВМ, а его выход с цифровым сумматором, выход которого соединен с шиной ЭВМ, реконструкционный вычислитель с входом, соединенным с выходом программируемого цифрового коммутатора, соединен через многоканальный блок видеопамяти, количество каналов которого равно количеству строк матричного фотодетектора, с шиной ЭВМ, элементы управления временными режимами выполнены в виде блока управления и задания временных циклов, вход которого соединен с шиной ЭВМ, а выход с управляющим входом узла матричного фотодетектора. При этом толщина просветляющих покрытий сцинтиллятора и матричного фотодетектора равна половине эффективной длины волны оптического диапазона энергии, излучаемой сцинтиллятором, а вдоль входа оптического луча, между сцинтиллятором и панкратическим объективом, установлено зеркало под углом к плоскости выхода сцинтиллятора, а сцинтиллятор выполнен монокристаллическим, причем входная плоскость по ходу луча монокристаллического сцинтиллятора имеет зеркальное покрытие. Кроме того, управляющий вход привода регулятора фокусного расстояния панкратического объектива соединен с управляющим выходом блока управления приводом регулятора фокусного расстояния панкратического объектива, управляющий вход которого подключен к шине ЭВМ, а управляющий вход привода пластин коллиматора соединен с управляющим выходом блока управления приводом пластин коллиматора, вход которого подключен к шине ЭВМ. The goal of option 1 is achieved by the fact that the detection unit is additionally equipped with a projection unit located along the optical axis between the scintillator unit and the scintillator unit and the matrix photodetector unit, and made in the form of a pancratic lens, the plane of objects of which is located inside the scintillator, and the image plane is paired with the input plane of the matrix photodetector assembly, while the output plane of the scintillator assembly and the input plane of the matrix photodetector assembly are provided with a bright coating, and the information processing unit is additionally equipped with a buffer memory connected to an analog-to-digital converter, a programmable digital switch, a digital adder, a multi-channel video memory unit and a reconstruction computer, while the information input of the programmable digital switch is connected to the output of the buffer memory, control input with a computer bus, and its output with a digital adder, the output of which is connected to a computer bus, reconstruction calculation A device with an input connected to the output of a programmable digital switch is connected via a multi-channel video memory unit, the number of channels of which is equal to the number of lines of a matrix photodetector, with a computer bus, time mode control elements are made in the form of a control unit and set time cycles, the input of which is connected to a computer bus , and the output with the control input node matrix photodetector. In this case, the thickness of the antireflection coatings of the scintillator and the photodetector matrix is equal to half the effective wavelength of the optical energy range emitted by the scintillator, and a mirror is installed along the entrance of the optical beam between the scintillator and the pan-optical lens at an angle to the exit plane of the scintillator, and the scintillator is single-crystal, with the input plane along the beam of a single crystal scintillator has a mirror coating. In addition, the control input of the drive of the focal length regulator of the pancratic lens is connected to the control output of the control unit of the drive of the focal length regulator of the pancratic lens, the control input of which is connected to the computer bus, and the control input of the drive of the plate of the collimator is connected to the control output of the control unit of the drive of the collimator plate drive, the input of which connected to the computer bus.

Поставленная цель по варианту 2 достигается тем, что блок детектирования дополнительно снабжен узлом проецирования, размещенным вдоль оптической оси между узлом сцинтиллятора и узлом матричного фотодетектора и выполненным в виде нескольких панкратических объективов, плоскости предметов которых проходят внутри сцинтиллятора с частичным перекрытием, плоскость изображений сопряжена с входной плоскостью матричного фотодетектора, при этом выходная плоскость сцинтиллятора и входная плоскость матричного фотодетектора снабжены просветляющими покрытиями, а блок обработки информации дополнительно снабжен буферным запоминающим устройством, соединенным с аналого-цифровым преобразователем, программируемым цифровым коммутатором, цифровым сумматором, многоканальным блоком видеопамяти и реконструкционным вычислителем, выполненным многоканальным, при этом вход его соединен с выходом буферного запоминающего устройства, а число каналов равно количеству строк матричного фотодетектора, информационный вход программируемого цифрового коммутатора соединен с выходом буферного запоминающего устройства, управляющий вход с шиной ЭВМ, а его выход с цифровым сумматором, выход которого соединен с шиной ЭВМ, реконструкционный вычислитель соединен через многоканальный блок видеопамяти, количество каналов которого равно количеству строк матричного фотодетектора, с входом шины ЭВМ, а элементы управления временными режимами выполнены в виде блока управления и задания временных циклов, вход которого соединен с шиной ЭВМ, а выход с управляющим входом узла матричного фотодетектора. При этом сцинтиллятор выполнен монокристаллическим, а монокристаллический сцинтиллятор выполнен составным. Кроме того, узел матричного фотодетектора содержит несколько матричных фотодетекторов, а управляющий вход привода пластин коллиматора соединен с управляющим выходом блока управления приводом пластин коллиматора, вход которого подключен к шине ЭВМ. The goal of option 2 is achieved by the fact that the detection unit is additionally equipped with a projection unit located along the optical axis between the scintillator unit and the matrix photodetector unit and made in the form of several pan-objective lenses, whose plane of objects pass partially inside the scintillator, the image plane is paired with the input the plane of the matrix photodetector, while the output plane of the scintillator and the input plane of the matrix photodetector are provided with a clear lining coatings, and the information processing unit is additionally equipped with a buffer memory connected to an analog-to-digital converter, a programmable digital switch, a digital adder, a multi-channel video memory unit and a reconstruction computer made by multi-channel, while its input is connected to the output of the buffer memory, and the number channels is equal to the number of lines of the matrix photodetector, the information input of the programmable digital switch is connected to the output of the buffer memory device, the control input with the computer bus, and its output with a digital adder, the output of which is connected to the computer bus, the reconstruction computer is connected via a multi-channel video memory unit, the number of channels of which is equal to the number of lines of the matrix photodetector, with the computer bus input, and the control elements are temporary modes are made in the form of a control unit and setting time cycles, the input of which is connected to the computer bus, and the output with the control input of the matrix photodetector assembly. In this case, the scintillator is single crystal, and the single crystal scintillator is composite. In addition, the matrix photodetector assembly contains several matrix photodetectors, and the control input of the collimator plate drive is connected to the control output of the collimator plate drive control unit, the input of which is connected to the computer bus.

На фиг. 1 представлена структурная схема первого варианта устройства. На фиг. 2 представлена структурная схема второго варианта устройства. На фиг. 3 представлена оптическая схема блока детектирования. На фиг. 4 представлена оптическая схема блока детектирования с зеркалом. На фиг. 5 представлена структурная схема многоканального блока детектирования. На фиг. 6 представлена схема выборки данных из буферного запоминающего устройства для восстановления рентгеновского изображения диагностируемого объекта. На фиг. 7 представлена схема выборки данных из буферного запоминающего устройства для восстановления панорамного томографического изображения диагностируемого объекта. На фиг. 8 представлена структурная схема устройства, интерпретирующая режим получения поперечных томографических изображений и трехмерного изображения диагностируемого объекта. In FIG. 1 is a structural diagram of a first embodiment of the device. In FIG. 2 is a structural diagram of a second embodiment of the device. In FIG. 3 is an optical diagram of a detection unit. In FIG. 4 is an optical diagram of a detection unit with a mirror. In FIG. 5 is a structural diagram of a multi-channel detection unit. In FIG. 6 is a diagram of data sampling from a buffer storage device for restoring an X-ray image of a diagnosed object. In FIG. 7 is a diagram of data sampling from a buffer storage device for restoring a panoramic tomographic image of a diagnosed object. In FIG. 8 is a structural diagram of a device that interprets the mode of obtaining transverse tomographic images and three-dimensional images of the diagnosed object.

Вычислительный томограф (см. фиг. 1, фиг 2, фиг. 3 и фиг. 4) содержит источник 1 рентгеновского излучения с регулируемым коллиматором 2, позволяющим изменять толщину веерного пучка рентгеновского излучения с помощью пластин 3, управляемых от ЭВМ через блок управления 4 и привод 5, блок детектирования 6, состоящий из узла сцинтиллятора 7 (например, монокристаллического), узла проецирования 8 (например, панкратического объектива), фокусное расстояние которого регулируется от ЭВМ через блок управления 9 и привод 10, матричного фотодетектора 11 с m x n фотоприемных элементов 12 и усилителем-формирователем, аналого-цифровой преобразователь 13, буферное запоминающее устройство 14, программируемый цифровой коммутатор 15, цифровой сумматор 16, блок 17 управления и задания временных циклов считывания, реконструкционный вычислитель 18, многоканальный реконструкционный вычислитель 19 (см. фиг. 2), многоканальный блок 20 видеопамяти, ЭВМ 21, телевизионный монитор 22. ЭВМ 21 имеет управляющий выход на вход матричного фотодетектора 11 через блок 17 управления и задания временных циклов считывания. Выходная плоскость монокристаллического сцинтиллятора 7 и входная плоскость матричного фотодетектора 11 имеют просветляющие покрытия 23 (просветляющее покрытие матричного фотодетектора 11 на фиг. 1, фиг. 2, фиг. 3 и фиг. 4 не показано). Плоскость предметов 24 панкратического объектива находится внутри монокристаллического сцинтиллятора 7. Источник и детектор соединены рамой 25. Исследуемый объект 26 располагают между источником рентгеновского излучения 1 и блоком детектирования 6. Зеркало 27 расположено между монокристаллическим сцинтиллятором 7 и панкратическим объективом 8 (см. 4). The computed tomograph (see Fig. 1, Fig. 2, Fig. 3 and Fig. 4) contains an x-ray source 1 with an adjustable collimator 2, which allows you to change the thickness of the x-ray fan beam using plates 3 controlled from a computer through a control unit 4 and drive 5, detection unit 6, consisting of a scintillator assembly 7 (for example, monocrystalline), a projection assembly 8 (for example, a pancratic lens), the focal length of which is adjusted from the computer through the control unit 9 and drive 10, an array photodetector 11 with mxn photo receiving elements 12 and an amplifier-driver, analog-to-digital converter 13, buffer memory 14, programmable digital switch 15, digital adder 16, control unit 17 for setting time cycles of reading, reconstruction computer 18, multi-channel reconstruction computer 19 (see Fig. 2), a multi-channel block 20 of video memory, a computer 21, a television monitor 22. The computer 21 has a control output to the input of the matrix photodetector 11 through the control unit 17 and setting the time cycles of reading. The output plane of the single crystal scintillator 7 and the input plane of the matrix photodetector 11 have antireflection coatings 23 (antireflection coating of the matrix photodetector 11 in Fig. 1, Fig. 2, Fig. 3 and Fig. 4 is not shown). The plane of objects 24 of the pan-optical lens is located inside the single-crystal scintillator 7. The source and detector are connected by a frame 25. The object under investigation 26 is located between the X-ray source 1 and the detection unit 6. The mirror 27 is located between the single-crystal scintillator 7 and the pan-optical lens 8 (see 4).

Вычислительный томограф работает следующим образом. Computing tomograph works as follows.

В режимах получения рентгенографического теневого, панорамного томографического, томографического и трехмерного изображений исследуемого объекта 26 пластины 3 регулируемого коллиматора 2 образуют зазор, при котором пучок рентгеновского излучения от источника 1 имеет в основании размер, равный размеру чувствительной области монокристаллического сцинтиллятора 7 блока детектирования 6. Прошедшее через исследуемый объект 26 рентгеновское излучение попадает на монокристаллический сцинтиллятор 7 блока детектирования 6, в котором образуется теневое изображение в оптическом диапазоне просвечиваемой части диагностируемого объекта 26. Толщина используемого монокристаллического сцинтиллятора 7 определяется из условия, чтобы в нем поглощалось не менее 95% максимальной энергии рентгеновского излучения, соответствующей максимальному анодному напряжению на рентгеновской трубке из рабочего диапазона, при максимальном выходе фотонов оптического диапазона. Теневое изображение в оптическом диапазоне, сформированное в монокристаллическом сцинтилляторе 7, переносится с помощью панкратического объектива 8 на плоскость изображений этого объектива, в которой установлен матричный фотодетектор 11 (см. фиг. 3 и фиг. 4). При этом плоскость предметов 24 панкратического объектива 8 устанавливается внутри монокристаллического сцинтиллятора 7. В этом случае нерезкость изображения каждой точки проекции исследуемого объекта 26 в плоскости изображений панкратического объектива 8, т.е. в плоскости фотоприемных элементов 12 матричного фотодетектора 11, является минимальной. Таким образом выполняется условие получения максимально возможного контраста изображения на плоскости изображений панкратического объектива 8. In the regimes of obtaining x-ray shadow, panoramic tomographic, tomographic and three-dimensional images of the test object 26, the plates 3 of the adjustable collimator 2 form a gap at which the x-ray beam from the source 1 has at its base a size equal to the size of the sensitive region of the single crystal scintillator 7 of the detection unit 6. Passed through the investigated object 26, X-ray radiation hits a single-crystal scintillator 7 of the detection unit 6, in which a shadow image in the optical range of the illuminated part of the diagnosed object 26. The thickness of the used single-crystal scintillator 7 is determined from the condition that it absorbs at least 95% of the maximum energy of the x-ray radiation, corresponding to the maximum anode voltage on the x-ray tube from the operating range, with a maximum output of photons in the optical range . A shadow image in the optical range formed in a single-crystal scintillator 7 is transferred using a pancratic lens 8 onto the image plane of this lens, in which a photodetector 11 is mounted (see Fig. 3 and Fig. 4). In this case, the plane of the objects 24 of the pan-optical lens 8 is set inside the single-crystal scintillator 7. In this case, the image blur of each projection point of the object under study 26 in the image plane of the pan-optical lens 8, i.e. in the plane of the photodetector elements 12 of the matrix photodetector 11, is minimal. Thus, the condition for obtaining the maximum possible image contrast on the image plane of the pancratic lens 8 is fulfilled.

Для уменьшения световых потерь в процессе проецирования изображения на плоскость изображений на выходной плоскости монокристаллического сцинтиллятора 7 и входной плоскости матричного фотодетектора 11 наносится просветляющее покрытие 23 толщиной, равной половине эффективной длины волны спектра излучения в оптическом диапазоне монокристаллического сцинтиллятора 7 в случае, если спектр излучения сцинтиллятора является достаточно узким (т.е. спектр излучения близок к монохроматическому), и наносится многослойное просветляющее покрытие, если спектр излучения сцинтиллятора является широким. Проецирование изображения с плоскости предметов на плоскость изображений достигается установкой соответствующего фокусного расстояния у панкратического объектива 8 блока детектирования 6 с помощью соответствующего управляющего сигнала от ЭВМ 21, подаваемого на блок 9 управления приводом 10 регулятора фокусного расстояния панкратического объектива 8. По заданному значению фокусного расстояния в ЭВМ 21 определяются конкретные фотоприемные элементы 12 (см. фиг. 1, фиг. 2, фиг. 3 и фиг. 4) матричного фотоприемника 11, на которые спроецировано теневое изображение с монокристаллического сцинтиллятора 7. В этом случае при положении линз панкратического объектива 8 01, 02, 03 изображение проецируется на К1 фотоприемных элементов 12. При облучении исследуемого объекта 26 в этом режиме по сигналам от блока управления 17 производится последовательное считывание информации о степени засвечивания каждого фотоприемного элемента 12 в виде тока и далее информация через усилитель-формирователь поступает на вход аналого-цифрового преобразователя 13, с выхода которого в цифровом виде информация поступает в буферное запоминающее устройство 14. Информация в буферном запоминающем устройстве 14 накапливается и запоминается в цифровом виде. В описываемом случае массив данных в буферном запоминающем устройстве 14 образует (как видно из фиг. 3 и фиг. 4) К1 фотоприемный элемент. To reduce light losses during projection of the image onto the image plane on the output plane of the single crystal scintillator 7 and the input plane of the matrix photodetector 11, a coating 23 is applied with a thickness equal to half the effective wavelength of the radiation spectrum in the optical range of the single crystal scintillator 7 if the radiation spectrum of the scintillator is narrow enough (i.e. the emission spectrum is close to monochromatic), and a multilayer antireflection coating is applied, if the radiation spectrum of the scintillator is wide. The projection of the image from the plane of objects to the plane of the images is achieved by setting the appropriate focal length at the pan-objective lens 8 of the detecting unit 6 using the corresponding control signal from the computer 21, supplied to the control unit 9 of the drive 10 of the focal length regulator of the pan-objective lens 8. At a given value of the focal length in the computer 21, specific photodetector elements 12 are determined (see FIG. 1, FIG. 2, FIG. 3 and FIG. 4) of the photodetector 11, onto which shadows are projected the image from the single-crystal scintillator 7. In this case, when the position of the lenses of the pan-optical lens is 8 01, 02, 03, the image is projected onto K1 of the photodetector elements 12. When the studied object 26 is irradiated in this mode, information on the degree of illumination is sequentially read out from the control unit 17 each photodetector element 12 in the form of current and then the information through the amplifier-driver is fed to the input of the analog-to-digital converter 13, from the output of which the information is digitally output AET in the buffer memory 14. Information in the buffer memory 14 is accumulated and stored in digital form. In the described case, the data array in the buffer memory 14 forms (as can be seen from Fig. 3 and Fig. 4) K1 photodetector element.

По окончании первого цикла измерения, задаваемого блоком управления 17, интенсивности прошедшего через исследуемый объект 26 рентгеновского излучения в данной проекции сечения (цикле измерения), рама 25 с закрепленными на ней источником рентгеновского излучения 1 и блоком детектирования 6 поворачивается на определенный угол и осуществляется цикл измерения для следующей проекции. Процесс повторяется до формирования в буферном запоминающем устройстве 14 необходимого для выбранного режима массива данных по проекциям сечений исследуемого объекта 26. После этого вращение рамы прекращается, источник рентгеновского излучения 1 выключается. At the end of the first measurement cycle specified by the control unit 17, the intensity of the x-ray transmitted through the test object 26 in the given section projection (measurement cycle), the frame 25 with the x-ray source 1 attached to it and the detection unit 6 is rotated by a certain angle and the measurement cycle is carried out for the next projection. The process is repeated until a data array is formed in the buffer memory 14 for the selected mode according to the projections of the sections of the object under study 26. After this, the rotation of the frame stops, the x-ray source 1 is turned off.

После завершения процесса формирования массива данных в буферном запоминающем устройстве 14 описываемое устройство позволяет реализовать четыре режима восстановления изображения на экране телевизионного монитора 22. В режиме получения рентгенографического теневого изображения исследуемого объекта 26 устройство работает следующим образом. Цифровой коммутатор 15 производит построчную выборку чисел каждого цикла из буферного запоминающего устройства 14, которые поступают через цифровой сумматор 16 в ЭВМ 21. Принцип выборки цифрового коммутатора в этом режиме является следующим (см. фиг. 6). Цифровой коммутатор 15 производит выборку из буферного запоминающего устройства 14 чисел, соответствующих информации с первого по m фотоприемный элемент 12, первого цикла и далее чисел, соответствующих информации с первого по m фотоприемный элемент 12, m-го цикла и далее по всей строке аналогично до К-го цикла. Таким же образом цифровым коммутатором 15 производится выборка информации по n строкам (см. фиг. 6) матричного фотодетектора 11. Информация, выбираемая цифровым коммутатором 15 через цифровой сумматор 16, поступает в ЭВМ 21, которая восстанавливает рентгенографическое теневое изображение исследуемого объекта 26 по известным алгоритмам и выводит это изображение на экран телевизионного монитора 22. Причем каждому пикселу, выводимому на телевизионном мониторе 22 в описываемом режиме, соответствует одно число, выбранное цифровым коммутатором 15. В этом режиме размерность выводимого на экран телевизионного монитора 22 изображения будет (k x m) x n. Выводимая информация может быть сжата путем суммирования чисел, поступающих в цифровой сумматор 16, до передачи этих чисел в ЭВМ 21. В этом случае каждому пикселу выводимого телевизионным монитором 22 изображения будет соответствовать в зависимости от степени сжатия несколько пикселов исходного изображения. After completion of the process of generating the data array in the buffer storage device 14, the described device allows implementing four image recovery modes on the screen of the television monitor 22. In the mode of obtaining an x-ray shadow image of the investigated object 26, the device operates as follows. The digital switch 15 performs line-by-line sampling of the numbers of each cycle from the buffer memory 14, which are received through the digital adder 16 to the computer 21. The principle of sampling the digital switch in this mode is as follows (see Fig. 6). The digital switch 15 selects from the buffer memory 14 numbers corresponding to information from the first through m photodetector element 12, the first cycle and then numbers corresponding to information from the first to m photodetector element 12, the mth cycle and further along the entire line, similarly to K th cycle. In the same way, the digital switch 15 selects information on n lines (see Fig. 6) of the matrix photodetector 11. The information selected by the digital switch 15 through the digital adder 16 is fed to a computer 21, which restores the radiographic shadow image of the object under study 26 according to known algorithms and displays this image on the screen of the television monitor 22. Moreover, each pixel displayed on the television monitor 22 in the described mode corresponds to one number selected by the digital switch 15. In th dimension mode screen displayed on the TV monitor 22 the image will be (k x m) x n. The output information can be compressed by summing the numbers supplied to the digital adder 16, before these numbers are transmitted to the computer 21. In this case, each pixel of the image displayed by the television monitor 22 will correspond to several pixels of the original image depending on the compression ratio.

В режиме получения панорамного томографического изображения исследуемого объекта 26 устройство работает следующим образом (см. фиг. 1 и фиг. 2). Цифровой коммутатор 15 производит выборку чисел из буферного запоминающего устройства 14, которые затем поступают в цифровой сумматор 16. Принцип выборки цифровым коммутатором 15 чисел из буферного запоминающего устройства 14 является следующим (см. фиг.7). В цифровой сумматор 16 из буферного запоминающего устройства 14 передается m-ное число первого цикла первой строки, соответствующее амплитуде сигнала с m-го фотоприемного элемента 12 матричного фотодетектора 11, размерностью m элементов в строке и n строк, далее в сумматор 16 передается m-1-е число второго цикла и т.д. до 1-го числа m-го цикла. При этом каждому циклу записи информации в буферное запоминающее устройство 14 соответствовало определенное положение или определенный угол поворота рамы 25. В цифровом сумматоре 16 производится суммирование этих чисел. Результатом суммирования является число, которому соответствует пиксел изображения, восстанавливаемого на экране телевизионного монитора 22. Информация о пикселе считывается в ЭВМ 21. Принцип формирования остальных пикселов как по строке, так и по n строкам матричного фотодетектора является аналогичным описанному выше. Информация о пикселах панорамного томографического изображения исследуемого объекта 26 считывается с цифрового сумматора 16 и накапливается в ЭВМ 21, которая восстанавливает изображение на экране телевизионного монитора 22 по известным алгоритмам. In the mode of obtaining a panoramic tomographic image of the investigated object 26, the device operates as follows (see Fig. 1 and Fig. 2). The digital switch 15 selects the numbers from the buffer memory 14, which then goes to the digital adder 16. The principle of selecting the numbers of the digital switch 15 from the buffer memory 14 is as follows (see Fig. 7). The mth number of the first cycle of the first row corresponding to the amplitude of the signal from the mth photodetector element 12 of the matrix photodetector 11, the dimension of m elements per row and n lines is transmitted to the digital adder 16 from the buffer memory 14, then m-1 is transmitted to the adder 16 the second cycle number, etc. until the 1st of the mth cycle. In this case, each cycle of recording information in the buffer memory 14 corresponded to a certain position or a certain angle of rotation of the frame 25. In the digital adder 16, these numbers are summed. The result of the summation is the number corresponding to the pixel of the image being restored on the screen of the television monitor 22. Information about the pixel is read into the computer 21. The principle of the formation of the remaining pixels for both the line and n lines of the matrix photodetector is similar to that described above. Information about the pixels of the panoramic tomographic image of the test object 26 is read from the digital adder 16 and stored in a computer 21, which restores the image on the screen of the television monitor 22 according to known algorithms.

Принцип суммирования чисел, соответствующих амплитудам сигналов с фотоприемных элементов 12, соответствует принципу накопления дозы в рентгеновских пленках, используемых в известных панорамных томографических рентгенодиагностических аппаратах. Причем, если в известных панорамных рентгенодиагностических аппаратах рентгеновская пленка движется мимо щелевого коллиматора синхронно вращению рентгеновского аппарата вокруг диагностируемого объекта, то для предлагаемого устройства эффект движения рентгеновской пленки заменен на эффект покадрового считывания информации с матричного фотодетектора 11 (т. е. считывания за один цикл информации со всех фотоприемных элементов 12 матричного фотодетектора 11) синхронно с вращением рамы 25, на которой закреплены рентгеновский источник излучения 1 и блок детектирования 6. The principle of summing the numbers corresponding to the amplitudes of the signals from the photodetector elements 12 corresponds to the principle of dose accumulation in x-ray films used in known panoramic tomographic x-ray diagnostic devices. Moreover, if in known panoramic X-ray diagnostic devices the x-ray film moves past the slotted collimator synchronously to the rotation of the x-ray device around the diagnosed object, then for the proposed device the effect of the movement of the x-ray film is replaced by the effect of frame-by-frame reading of information from the matrix photodetector 11 (i.e., reading in one cycle of information from all photodetector elements 12 of the matrix photodetector 11) synchronously with the rotation of the frame 25, on which the x-ray source of radiation is fixed Option 1 and Detection Unit 6.

В то время, как для изменения формы томографической плоскости изображения (например, приведение снимаемого панорамного томографического изображения челюсти в соответствие с реальной формой зубной дуги) в известных дентальных панорамных томографах используется принцип механического смещения оси вращения рамы с закрепленными на ней источником рентгеновского излучения и кассетой с рентгеновской пленкой в процессе вращения вокруг исследуемого объекта, то в предлагаемом устройстве программное изменение периода считывания на блоке управления 17 с помощью ЭВМ 21 информации с матричного фотодетектора 11 при равномерном вращении рамы 25 относительно одной оси позволяет получить необходимую форму томографической плоскости восстанавливаемого на экране телевизионного монитора 22 изображения. Причем программное изменение периода считывания информации с матричного фотодетектора 11 в процессе вращения рамы вокруг исследуемого объекта 26 позволяет получить форму томографической плоскости максимально приближенной к форме, например, зубной дуги или иного требуемого объекта диагностики. At the same time, in order to change the shape of the tomographic image plane (for example, bringing the captured panoramic tomographic image of the jaw in accordance with the actual shape of the dental arch), the principle of mechanical displacement of the axis of rotation of the frame with an x-ray source and a cassette attached to it is used in known dental panoramic tomographs X-ray film in the process of rotation around the test object, then in the proposed device, programmatically change the reading period on the control unit 17 claimed by the computer 21 with information of the photodetector matrix 11, with uniform rotation of the frame 25 on the same axis provides a desired shape reconstructed tomographic plane on the screen of TV monitor 22 the image. Moreover, the program change of the period of reading information from the matrix photodetector 11 during the rotation of the frame around the test object 26 allows you to get the shape of the tomographic plane as close as possible to the shape of, for example, a dental arch or other desired diagnostic object.

В то время как для изменения толщины томографического слоя (например, соответствие толщины томографического слоя реальной толщине зубной дуги) в известных дентальных панорамных томографах используется изменение ширины щели коллиматора, установленного перед рентгеновской пленкой, то использование предлагаемого устройства позволяет получить за один период вращения рамы вокруг исследуемого объекта 26 в буферном запоминающем устройстве 14 информацию, соответствующую широкому набору панорамных томографических изображений для различных значений эффективной толщины слоя. Это связано с тем, что в предлагаемом устройстве регистрация рентгеновского излучения, прошедшего исследуемый объект 26, производится блоком детектирования 6, в котором использован матричный фотодетектор 11, имеющий m столбцов фотоприемных элементов 12, а ширина коллимационной щели коллиматора 2 устанавливается таким образом, чтобы рентгеновское излучение попадало на монокристаллический сцинтиллятор 7, а с него изображение уже в оптическом диапазоне энергии проецировалось с помощью панкратического объектива 8 на матричный детектор 11. Поскольку в процессе записи информации в буферное запоминающее устройство 14 участвуют все m столбцов фотоприемных элементов 12, то, следовательно, в буферном запоминающем устройстве 14 после окончания одного сканирования исследуемого объекта 26 содержится информация, соответствующая панорамным томографическим изображениям, восстанавливаемым ЭВМ 21 на экране телевизионного монитора 22 при выборке чисел, соответствующих разному количеству столбцов фотоприемных элементов 12 матричного фотодетектора 11, с буферного запоминающего устройства 14, цифровым коммутатором 15 по программе, задаваемой ЭВМ 21. Т.е. при выборке с буферного запоминающего устройства 14 информации, полученной только с фотоприемных элементов 12, расположенных на меньшем количестве столбцов, чем m, и последующем формировании пикселов панорамного томографического изображения по алгоритму, описанному ранее, толщина томографического слоя на восстановленном изображении будет шире, чем при восстановлении панорамного томографического изображения, основанного на информации с m столбцов фотоприемных элементов 12 (это аналогично получению панорамного томографического изображения на известном панорамном томографе при диагностике объекта сначала с узкой коллимационной щелью, а затем повторная диагностика с широкой коллимационной щелью). While to change the thickness of the tomographic layer (for example, the correspondence of the thickness of the tomographic layer to the actual thickness of the dental arch) in known dental panoramic tomographs, a change in the width of the slit of the collimator installed in front of the x-ray film is used, the use of the proposed device allows one to obtain frame rotation around the examined object 26 in the buffer memory 14 information corresponding to a wide range of panoramic tomographic images for various effective layer thicknesses. This is due to the fact that in the proposed device, the registration of x-ray radiation that has passed the test object 26 is performed by a detection unit 6, in which a matrix photodetector 11 is used, having m columns of photodetector elements 12, and the width of the collimation slit of the collimator 2 is set so that the x-ray radiation fell onto a single-crystal scintillator 7, and from it the image was already projected in the optical energy range using a pancratic lens 8 onto a matrix detector 11. Pos Since in the process of recording information in the buffer memory 14 all m columns of photodetector elements 12 participate, then, after the end of one scan of the studied object 26, the buffer memory 14 contains information corresponding to panoramic tomographic images restored by the computer 21 on the screen of the television monitor 22 when sampling numbers corresponding to a different number of columns of photodetector elements 12 of the matrix photodetector 11, from the buffer storage device 14, c Frova switch 15 according to the program set by the computer 21. That is, when sampling from the buffer memory 14 information obtained only from photodetector elements 12 located on fewer columns than m, and the subsequent formation of pixels of a panoramic tomographic image according to the algorithm described previously, the thickness of the tomographic layer on the reconstructed image will be wider than during restoration panoramic tomographic image based on information from m columns of photodetector elements 12 (this is similar to obtaining a panoramic tomographic image Niya on the famous panoramic tomography in the diagnosis of the object first with a narrow slit collimation and then re-diagnostics with a broad slit collimation).

Следовательно, изменение количества выбираемых из буферного запоминающего устройства 14 чисел, соответствующих информации, получаемой с фотоприемных элементов 12, расположенных на разных количествах столбцов, не равных m, матричного фотодетектора 11 цифровым коммутатором 15, и считывание этой информации после суммирования в цифровом сумматоре 16 в ЭВМ 21 позволяет восстановить изображения на экране телевизионного монитора 22 от панорамного томографического с различной толщиной томографического слоя, зонографического изображения и до рентгенографического изображения исследуемого объекта 26. Therefore, changing the number of numbers selected from the buffer memory 14 corresponding to information obtained from the photodetector elements 12 located on different numbers of columns not equal to m of the photodetector array 11 by the digital switch 15, and reading this information after summing in the digital adder 16 in the computer 21 allows you to restore images on the screen of a television monitor 22 from a panoramic tomographic with a different thickness of the tomographic layer, zonographic image and to rent enograficheskogo image of the test object 26.

В режиме получения томографического изображения поперечного среза исследуемого объекта 26 устройство работает следующим образом (см. фиг. 1, фиг. 8). После окончания одного сканирования исследуемого объекта 26 в режиме, описанном ранее для получения панорамного томографического или рентгенографического изображения, в буферном запоминающем устройстве 14 содержится информация и о томографических изображениях поперечных срезов исследуемого объекта 26. Цифровой коммутатор 15 производит выборку чисел из буферного запоминающего устройства 14, соответствующих информации, полученной с m фотоприемных элементов 12, расположенных на одной строке матричного фотоприемника 11 и полученных в течение поворота рамы 25, с закрепленными на ней источником рентгеновского излучения 1 и блоком детектирования 6 вокруг исследуемого объекта 26. Эти числа считываются с цифрового коммутатора 15 в реконструкционный вычислитель 18, который по известным программам реконструкции поперечных томографических изображений, например с использованием преобразования Радона, восстанавливает поперечное томографическое изображение слоя исследуемого объекта, соответствующего той строке фотоприемных элементов 12 матричного фотодетектора 11, информация с которых хранилась в буферном запоминающем устройстве 14, считывалась цифровым коммутатором 15 в реконструкционный вычислитель 18. Для этого режима работы предлагаемого устройства принцип выборки информации цифровым коммутатором 15 из буферного запоминающего устройства 14 является следующим. Цифровой коммутатор 15 производит считывание в реконструкционный вычислитель 18 информации из буферного запоминающего устройства 14 в виде чисел, соответствующих информации, полученной с 1-го по m-й фотоприемный элемент 1-го цикла, с 1-го по m-й элемент 2-го цикла и, таким образом, до выборки с 1-го по m-й элемент К-го цикла считывания одной строки матричного фотодетектора 11. Реконструкционный вычислитель 18 по известным программам рассчитывает пикселы восстановленного томографического изображения поперечного сечения исследуемого объекта 26, информация о которых считывается в многоканальный блок видеопамяти 20, а затем в ЭВМ 21. ЭВМ 21 производит восстановление изображения поперечного сечения исследуемого объекта 26 по известному алгоритму на экране телевизионного монитора 22. In the mode of obtaining a tomographic image of a cross section of the test object 26, the device operates as follows (see Fig. 1, Fig. 8). After one scan of the test object 26 in the mode previously described for obtaining a panoramic tomographic or radiographic image is completed, the buffer memory 14 also contains information on tomographic images of cross sections of the test object 26. The digital switch 15 selects the numbers from the buffer memory 14 corresponding to information obtained from m photodetector elements 12 located on one line of the matrix photodetector 11 and received during e rotation of the frame 25, with an x-ray source 1 and a detecting unit 6 fixed around the object 26 to be examined. These numbers are read from the digital switch 15 to the reconstruction computer 18, which, according to known programs for the reconstruction of transverse tomographic images, for example, using the Radon transform, transverse tomographic image of the layer of the investigated object corresponding to that row of photodetector elements 12 of the matrix photodetector 11, information from which s stored in the buffer memory 14 is read out digital switch 15 in reconstruction calculator 18. In this mode of operation principle of the device information digitally sampling switch 15 from the buffer memory 14 is as follows. The digital switch 15 reads into the reconstruction computer 18 information from the buffer memory 14 in the form of numbers corresponding to the information received from the 1st to the mth photodetector element of the 1st cycle, from the 1st to the mth element of the 2nd cycle and, thus, before sampling from the 1st to the mth element of the Kth reading cycle of one row of the matrix photodetector 11. Reconstruction calculator 18 calculates the pixels of the reconstructed tomographic image of the cross section of the object under study 26 using the known programs, info The radiation of which is read into the multi-channel video memory unit 20, and then into the computer 21. The computer 21 restores the image of the cross section of the object under study 26 according to a known algorithm on the screen of a television monitor 22.

В режиме получения трехмерного изображения исследуемой области объекта 26 устройство работает следующим образом (см. фиг. 1, фиг. 8). После окончания одного сканирования исследуемого объекта 26 в режиме получения панорамного томографического или рентгенографического изображения, описанном выше, в буферном запоминающем устройстве 14 содержится информация о томографических изображениях поперечных срезов исследуемого объекта 26. Цифровой коммутатор 15 производит выборку чисел из буферного запоминающего устройства 14, соответствующих информации, полученной с m фотоприемных элементов 12, расположенных на первой строке матричного фотоприемника 11 (см. фиг. 8), затем на второй строке и далее на всех остальных n строках и полученных в течение поворота рамы 25 с закрепленными на ней источником рентгеновского излучения 1 и блоком детектирования 6 вокруг исследуемого объекта 26. Эти числа считываются в реконструкционный вычислитель 18, который по известным программам реконструкции поперечных томографических изображений восстанавливает поперечное томографическое изображение первого слоя исследуемого объекта 26 на основании информации, полученной с фотоприемных элементов 12 первой строки матричного фотодетектора 11, рассчитывает пикселы восстановленного томографического изображения, информация о которых считывается в первый канал n-канальной видеопамяти 20. Затем аналогично реконструкционный вычислитель 18 на основании информации, считываемой из буферного запоминающего устройства 14, через цифровой коммутатор 15 восстанавливает поперечное томографическое изображение второго слоя, рассчитывает пикселы этого восстановленного изображения, информация о которых считывается во второй канал n-канальной видеопамяти 20. Далее аналогично в n-канальную видеопамять 2 считывается информация в третий канал о третьем слое и далее информация считывается в n канал о n слое. Таким образом (см. фиг. 8), в n-канальной видеопамяти содержится информация о n слоях поперечных сечений исследуемого объекта 26. Эта информация считывается в ЭВМ 21, которая по известным программам восстанавливает трехмерное изображение исследуемого объекта 26 на экране телевизионного монитора 22. In the mode of obtaining a three-dimensional image of the investigated area of the object 26, the device operates as follows (see Fig. 1, Fig. 8). After the completion of one scan of the test object 26 in the panoramic tomographic or radiographic image acquisition mode described above, the buffer memory 14 contains information on tomographic images of cross sections of the test object 26. The digital switch 15 selects numbers from the buffer memory 14 corresponding to the information obtained with m photodetector elements 12 located on the first line of the matrix photodetector 11 (see Fig. 8), then on the second and on the rest of the n lines and received during the rotation of the frame 25 with the x-ray source 1 attached to it and the detection unit 6 around the test object 26. These numbers are read into the reconstruction computer 18, which, according to well-known programs for the reconstruction of transverse tomographic images, restores the transverse tomographic image of the first layer of the investigated object 26 on the basis of information obtained from the photodetector elements 12 of the first row of the photodetector array 11, calculates the pixels of the restored tomographic image, information about which is read into the first channel of the n-channel video memory 20. Then, similarly, the reconstruction computer 18, based on the information read from the buffer storage device 14, restores the transverse tomographic image of the second layer through the digital switch 15, and calculates the pixels of this restored images, information about which is read in the second channel of the n-channel video memory 20. Further similarly in the n-channel form memory 2 is read out in the third channel information of the third layer and more information is read into the n channel of the n layer. Thus (see Fig. 8), the n-channel video memory contains information about n layers of cross-sections of the studied object 26. This information is read in a computer 21, which according to known programs restores a three-dimensional image of the studied object 26 on the screen of a television monitor 22.

Процесс восстановления трехмерного изображения будет значительно короче при использовании в предлагаемом устройстве 4 n-канального реконструкционного вычислителя 19 (см. фиг. 2). В этом случае информация о томографических изображениях n слоев считывается в n-канальный блок 19 с буферного запоминающего устройства 14, причем в первый канал считывается информация, соответствующая первому слою исследуемого объекта 26, во второй канал - второму и далее до n-го канала, в который считывается информация, соответствующая n-му слою исследуемого объекта 26, n-канальный блок 19 производит параллельно по n каналам реконструкцию поперечных томографических изображений и после реконструкции изображений с него считывается информация в n-канальную видеопамять 20, причем информация, соответствующая первому слою, считывается в первый канал видеопамяти 20, второму слою во второй канал и так далее до n-го слоя, информация о котором считывается в n-й канал. Принцип восстановления трехмерного изображения исследуемого объекта 26 на телевизионном мониторе 22 при помощи ЭВМ 21 является аналогичным описанному выше. The process of restoring a three-dimensional image will be much shorter when using the proposed device 4 n-channel reconstruction computer 19 (see Fig. 2). In this case, information on tomographic images of n layers is read into the n-channel block 19 from the buffer storage device 14, and information corresponding to the first layer of the object under study 26 is read into the first channel, into the second channel from the second and further to the n-th channel, which reads the information corresponding to the nth layer of the studied object 26, the n-channel block 19 performs parallel reconstruction of transverse tomographic images over n channels and, after reconstruction of the images, information in n -channel video memory 20, wherein the information corresponding to the first layer is read into the first channel of video memory 20, the second layer into the second channel, and so on to the nth layer, information about which is read into the nth channel. The principle of restoring a three-dimensional image of the test object 26 on a television monitor 22 using a computer 21 is similar to that described above.

В описываемых выше режимах в формировании массивов информации в буферном запоминающем устройстве 14 участвовали только фотоприемные элементы 12 матричного фотодетектора 11, на которые было спроецировано теневое изображение, возникающее в монокристаллическом сцинтилляторе 7. Как показано на фиг. 3 и фиг. 4, этим режимам соответствует К1 фотоприемных элементов 12 (на фиг. 3 и фиг. 4 показана оптическая схема только одной боковой проекции) матричного фотодетектора 11. In the above-described modes, only photodetector elements 12 of the matrix photodetector 11 were involved in the formation of information arrays in the buffer memory 14, onto which a shadow image projected in a single crystal scintillator 7 was projected. As shown in FIG. 3 and FIG. 4, K1 of the photodetector elements 12 corresponds to these modes (the optical scheme of only one side projection is shown in FIG. 3 and FIG. 4) of the matrix photodetector 11.

В случае необходимости получения более детального изображения какой-либо области рассматриваемого сечения объекта 26 с ЭВМ 21 задаются границы этой области. В этом режиме (см. фиг. 1, фиг. 2, фиг. 3, фиг. 4) ЭВМ 21 определяет, на какие фотоприемные элементы 12 матричного фотодетектора 11 проецировалось изображение обозначенной области в режиме обзора в результате поворота рамы вокруг исследуемого объекта 26. Затем ЭВМ 21 выдает сигнал на блок 4 управления приводами 5, в результате чего пластины 3 регулируемого коллиматора 2 устанавливаются таким образом, что вновь сформированный пучок рентгеновского излучения будет проходить в процессе поворота ту часть исследуемого объекта 26, в которой находится соответствующая обозначенная область. Затем от ЭВМ 21 на блоки 9 управления приводами 10 регуляторов фокусного расстояния панкратического объектива 8 блока детектирования 6 подается сигнал изменения фокусного расстояния панкратического объектива 8. По этому сигналу привод 10 перемещает линзы панкратического объектива 8 (см. фиг. 3 и фиг. 4) из положений О2, О3 в положения О4, О5 соответственно. В этом случае увеличивается количество фотоприемных элементов 12 матричного детектора 11, приходящихся на единицу площади изображения, проецируемого с монокристаллического сцинтиллятора 7. То есть, проекция изображения (см. фиг. 3 и фиг. 4), линейный размер которого в режиме обзора был К1, становится равным К2. Таким образом, поскольку матричный фотодетектор 11 является многоканальным, то в первом случае (режим обзора) в регистрации изображения участвует меньшее число фотоприемных элементов 12, а интенсивность светового излучения от монокристаллического сцинтиллятора 7 на каждый элемент больше, что сокращает время накопления информации матричным фотодетектором 11 и требует меньшую дозу облучения исследуемого объекта 26. Во втором случае (режим локального обследования с повышенным разрешением) в регистрации изображения участвует большее количество фотоприемных элементов 12, что повышает пространственное разрешение блока детектирования 6, но в то же время требуется увеличение дозы облучения исследуемого объекта 26. Однако в этом случае с помощью регулируемого щелевого коллиматора 2 проводится локализация облучения только требуемой области исследуемого объекта 26. То есть, в процессе исследования локальной области объекта 26 облучение проводится только этой области, что снижает дозовую нагрузку на весь объект 26 в целом. If it is necessary to obtain a more detailed image of any region of the considered section of the object 26 with the computer 21, the boundaries of this region are set. In this mode (see Fig. 1, Fig. 2, Fig. 3, Fig. 4), the computer 21 determines on which photodetector elements 12 of the matrix photodetector 11 the image of the indicated area was projected in the viewing mode as a result of rotation of the frame around the test object 26. Then, the computer 21 provides a signal to the control unit 4 of the actuators 5, as a result of which the plates 3 of the adjustable collimator 2 are set so that the newly formed x-ray beam will pass during the rotation of the part of the object under study 26, in which there is existing marked area. Then, from the computer 21 to the control units 9 of the drives 10 of the focal length lens adjustments of the pan-objective lens 8 of the detecting unit 6, a signal for changing the focal length of the pan-objective lens 8 is supplied. According to this signal, the drive 10 moves the lenses of the pan-optical lens 8 (see Fig. 3 and Fig. 4) from provisions O2, O3 to provisions O4, O5, respectively. In this case, the number of photodetector elements 12 of the matrix detector 11 increases per unit area of the image projected from the single crystal scintillator 7. That is, the projection of the image (see Fig. 3 and Fig. 4), the linear size of which in the viewing mode was K1, becomes equal to K2. Thus, since the matrix photodetector 11 is multi-channel, in the first case (viewing mode), a smaller number of photodetector elements 12 are involved in the image registration, and the light emission from the single crystal scintillator 7 per element is larger, which reduces the time of information accumulation by the matrix photodetector 11 and requires a lower radiation dose of the studied object 26. In the second case (local examination mode with high resolution), a larger number of your photodetector elements 12, which increases the spatial resolution of the detecting unit 6, but at the same time, an increase in the radiation dose of the studied object 26 is required. However, in this case, using the adjustable slotted collimator 2, the radiation is localized only to the required region of the studied object 26. That is, in In the process of studying the local area of the object 26, radiation is carried out only in this area, which reduces the dose load on the entire object 26 as a whole.

Кроме вышеперечисленных функций и режимов работы, предлагаемое устройство позволяет практически неограниченно наращивать площадь чувствительной поверхности блока детектирования 6, что необходимо для проведения диагностики крупногабаритных объектов с высоким пространственным разрешением. Площадь чувствительной поверхности блока детектирования 6 может быть увеличена (см. фиг. 5) за счет использования одного монокристаллического сцинтиллятора 7, К панкратических объективов 2 и К матричных фотодетекторов 11, где К любое целое число. Причем плоскости предметов соседних панкратических объективов 8 устанавливаются в объеме монокристаллического сцинтиллятора 7 и частично перекрываются. В этом случае исключается образование "мертвой зоны" в монокристаллическом сцинтилляторе 7 при неточном совмещении плоскостей предметов 24 соседних панкратических объективов 8. При использовании такого принципа построения блока детектирования 6 информация с фотоприемных элементов 12, участвующих в получении изображения, возникающего в области частичного перекрытия плоскостей предметов 24 соседних панкратических объективов 8, в процессе обработки нормализуется по известным алгоритмам (т.е. производится программная стыковка информации с фотоприемных элементов 12 в процессе предварительной обработки). In addition to the above functions and operating modes, the proposed device allows you to almost unlimitedly increase the area of the sensitive surface of the detection unit 6, which is necessary for the diagnosis of large objects with high spatial resolution. The area of the sensitive surface of the detection unit 6 can be increased (see Fig. 5) by using one single crystal scintillator 7, K of the panoramic lenses 2 and K of the photodetector 11, where K is any integer. Moreover, the plane of the objects of the adjacent pan-optical lenses 8 are installed in the volume of a single-crystal scintillator 7 and partially overlap. In this case, the formation of a “dead zone” in a single-crystal scintillator 7 with inaccurate alignment of objects' planes 24 of neighboring pancreatic lenses 8 is excluded. Using this principle of constructing a detection unit 6, information from photodetector elements 12 involved in acquiring an image that occurs in the area of partial overlapping of the object planes 24 neighboring pancreatic lenses 8, during processing it is normalized according to known algorithms (i.e., software is docked with photodetector elements 12 in the pre-processing process).

В предлагаемом устройстве блока детектирования 6 использован составной монокристаллический сцинтиллятор 7 (см. фиг. 5). В этом случае стык между соседними монокристаллическими сцинтилляторами 7 должен находиться в области частичного перекрытия плоскостей предметов 24 соседних панкратических объективов 8, причем плоскость стыка между соседними монокристаллическими сцинтилляторами 7 расположена под углом к поверхности монокристаллического сцинтиллятора, на которую падает рентгеновское излучение. В этом случае исключается потеря информации на стыке монокристаллических сцинтилляторов 7, т.е. исключается образование "мертвой зоны". In the proposed device of the detection unit 6, a composite single crystal scintillator 7 is used (see Fig. 5). In this case, the joint between adjacent single-crystal scintillators 7 should be in the area of partial overlap of the object planes 24 of adjacent pancreatic lenses 8, and the junction plane between adjacent single-crystal scintillators 7 is located at an angle to the surface of the single-crystal scintillator, on which the x-ray radiation is incident. In this case, information loss at the junction of single-crystal scintillators 7, i.e. formation of a "dead zone" is excluded.

Для увеличения светосбора с используемого монокристаллического сцинтиллятора 7 плоскость, на которую падает рентгеновское излучение, имеет зеркальное покрытие, матричный фотодетектор 11 может быть вынесен из пучка рентгеновского излучения при установке зеркала между монокристаллическим сцинтиллятором 7 и панкратическим объективом 8 под углом к выходной плоскости монокристаллического сцинтиллятора 7 (см. фиг. 4). Это позволит избежать облучения матричного фотодетектора 11 рентгеновским излучением, что особенно важно в промышленных интроскопах, где используется высокоэнергетическое тормозное и гамма-излучение. To increase the light collection from the used single-crystal scintillator 7, the plane onto which the x-ray radiation is incident has a mirror coating, the photodetector matrix 11 can be removed from the x-ray beam by installing a mirror between the single-crystal scintillator 7 and the panoramic lens 8 at an angle to the output plane of the single-crystal scintillator 7 ( see Fig. 4). This will avoid the irradiation of the matrix photodetector 11 with x-ray radiation, which is especially important in industrial introscopes where high-energy bremsstrahlung and gamma radiation are used.

Кроме вышеперечисленных преимуществ, предлагаемое устройство блока детектирования 6 позволяет избежать потерь информации, связанных с наличием "мертвых зон" между детекторами известных многоканальных блоков детектирования (наличия зазоров между соседними детекторами в известных многоканальных блоках детектирования), а это позволяет увеличить квантовую эффективность блока детектирования в целом и, следовательно, снижает лучевую нагрузку на исследуемый объект 26. Это связано с тем, что наличие монокристаллического сцинтиллятора 7 (см. фиг. 1, фиг. 2) позволяет получить в плоскости предметов 24 непрерывное теневое изображение, которое проецируется с помощью панкратического объектива 8 на матричный фотодетектор 11, вместе с этим кванты рентгеновского излучения, претерпевшие взаимодействие в монокристаллическом сцинтилляторе 7, в области вне плоскости предметов создают изображение, которое также проецируется на матричный фотодетектор 11, но в более расфокусированном виде, а так как в процессе взаимодействия квантов рентгеновского излучения с веществом монокристаллического сцинтиллятора 7 образуется большое количество фотонов оптического диапазона, то при проецировании изображения, полученного в объеме монокристаллического сцинтиллятора 7 панкратическим объективом 8, часть фотонов регистрируется соседними фотоприемными элементами 12 матричного фотодетектора 11. В связи с этим не происходит потерь информации, связанных с дискретной структурой фотоприемных элементов 12, в то время как при попадании кванта рентгеновского излучения между соседними детекторами известных многоканальных блоков детектирования они не могут быть зарегистрированы. In addition to the above advantages, the proposed device of the detection unit 6 avoids information loss associated with the presence of "dead zones" between the detectors of the known multi-channel detection units (the presence of gaps between adjacent detectors in the known multi-channel detection units), and this allows to increase the quantum efficiency of the detection unit as a whole and, therefore, reduces the radiation load on the studied object 26. This is due to the fact that the presence of a single-crystal scintillator 7 (see Ig. 1, Fig. 2) allows you to get a continuous shadow image in the plane of objects 24, which is projected using a pancratic lens 8 onto a matrix photodetector 11, along with this, the x-ray quanta that have undergone interaction in the single-crystal scintillator 7 create an area outside the plane of objects image, which is also projected onto the matrix photodetector 11, but in a more defocused form, as well as during the interaction of X-ray quanta with single-crystal material scintillator 7 produces a large number of photons in the optical range, when projecting an image obtained in the volume of a single crystal scintillator 7 with a zoom lens 8, some of the photons are detected by neighboring photodetector elements 12 of the photodetector array 11. In this regard, there is no loss of information associated with the discrete structure of the photodetector elements 12, while when an X-ray quantum enters between adjacent detectors of known multi-channel detection units they can not be registered.

Таким образом предлагаемый вычислительный томограф позволяет расширить его функциональные возможности, а именно позволяет за один цикл диагностики (т.е. за одно сканирование исследуемого объекта) получить панорамное томографическое изображение различных выделяемых слоев с различной толщиной слоя исследуемого объекта, поперечные томографические изображения n сечений диагностируемого объекта (где n количество строк матричного фотодетектора), получить трехмерное изображение исследуемой области объекта, позволяет производить исследования диагностируемого объекта с изменяемым пространственным разрешением, производить обследование локальных областей объекта с повышенным пространственным разрешением, а это дает возможность повысить точность диагностики. Принцип построения блока детектирования предлагаемого устройства позволяет повысить коэффициент светосбора с монокристаллического сцинтиллятора, исключить так называемые "мертвые зоны" (пространства между дискретными детекторами в известных матричных и линейных детекторах), а это дает возможность сократить экспозиционную дозу облучения, а при обследовании локальных областей объекта позволит сократить поверхность облучения, что также уменьшит дозовую нагрузку на диагностируемый объект в целом. Thus, the proposed computed tomograph allows you to expand its functionality, namely, it allows for one diagnostic cycle (i.e., for one scan of the test object) to obtain a panoramic tomographic image of various layers with different thicknesses of the studied object, transverse tomographic images of n sections of the diagnosed object (where n is the number of lines of the matrix photodetector), to obtain a three-dimensional image of the studied area of the object, allows you to Ania diagnosed object with variable spatial resolution, to make a survey of local regions of the object with a high spatial resolution, which makes it possible to increase the accuracy of diagnosis. The construction principle of the detection unit of the proposed device allows to increase the light collection coefficient from a single-crystal scintillator, to exclude the so-called "dead zones" (spaces between discrete detectors in known matrix and linear detectors), and this makes it possible to reduce the exposure dose, and when examining local areas of the object reduce the irradiation surface, which will also reduce the dose load on the diagnosed object as a whole.

Список использованной литературы
1. Проспекты фирм, производящих дентальные панорамные томографы: проспект на ортодентопантомограф типа РМ 2002 СС, фирмы PLANMECA OY, Finland; проспект на дентальный томограф типа ROTOGRAF фирмы VILLA SISTEMI MEDICALI s.r.l. Italy.List of references
1. Prospectuses of companies producing dental panoramic tomographs: prospectus for orthodontopantomograph type PM 2002 SS, company PLANMECA OY, Finland; prospectus for dental tomograph type ROTOGRAF from VILLA SISTEMI MEDICALI srl Italy.

2. Зубоврачебная рентгеновская установка, патент ФРГ, заявка N 3937077, мки A 61 B 6/02, 6/14, H 05 G 1/60, опубликованная 10.05.90 г. 2. Dental X-ray machine, patent of Germany, application N 3937077, MKI A 61 B 6/02, 6/14, H 05 G 1/60, published 05/10/90,

3. Панорамный томографический рентгеновский аппарат, используемый в стоматологии, патент США N 4741007, мки A 61 B 6/04, опубликован 26.04.88 г. 3. Panoramic tomographic x-ray apparatus used in dentistry, US patent N 4741007, MKI A 61 B 6/04, published 04/26/08.

4. Стоматологический рентгенодиагностический аппарат для получения панорамных послойных снимков челюсти пациента, Европатент, заявка N 0279293, мки A 61 B 6/14, опубликованная 24.08.88 г. 4. Dental X-ray diagnostic apparatus for obtaining panoramic layered images of the jaw of a patient, Europatent, application N 0279293, mark A 61 B 6/14, published on 08.24.88.

5. Способ получения непрерывной панорамной рентгенограммы с помощью набора отдельных серий экспозиций, Европатент, заявка N 0379331, мки A 61 B 6/14, опубликованная 25.07.90 г. 5. A method of obtaining a continuous panoramic x-ray using a set of separate series of expositions, Europatent, application N 0379331, mark A 61 B 6/14, published July 25, 1990

6. Проспекты фирм, производящих вычислительные томографы: проспект на томографы SOMATOM CR, SOMATOM PLUS, фирмы SIEMENS; проспект на томографы TOMOSCAN CX/S фирмы PHILIPS. 6. Prospectuses of companies producing computed tomographs: prospectus for tomographs SOMATOM CR, SOMATOM PLUS, company SIEMENS; prospectus for TOMOSCAN CX / S tomographs from PHILIPS.

7. Рентгеновский компьютерный томограф четвертого поколения, патент Японии, заявка N 2-52501? мки A 61 B 6/03, опубликованная 13.11.90 г. 7. X-ray computer tomograph of the fourth generation, Japan patent, application N 2-52501? Labels A 61 B 6/03, published 13.11.90

8. Компьютерный томограф, патент Японии, заявка N 2-60330, мки A 61 B 6/02, G 01 N 23/18, H 01 J 37/22, опубликованная 17.12.90 г. 8. Computer tomograph, Japan patent, application N 2-60330, tags A 61 B 6/02, G 01 N 23/18, H 01 J 37/22, published on December 17, 1990.

9. Поточная линия проверки материала с помощью рентгеновского излучения, патент Великобритании, заявка N 2225423, мки G 01 N 23/02, опубликованная 30.05.90 г. 9. Production line for checking material using x-rays, UK patent, application N 2225423, MKI G 01 N 23/02, published 30.05.90,

10. Способ и устройство получения трехмерных изображений при двумерном измерении ослабленного излучения, патент Франции, заявка N 2615619, мки G 01 N 23/08, G 06 P 15/64, A 61 B 6/03, опубликованная 25.11.88 г. 10. Method and device for obtaining three-dimensional images in a two-dimensional measurement of attenuated radiation, French patent, application N 2615619, mark G 01 N 23/08, G 06 P 15/64, A 61 B 6/03, published on 11/25/88.

11. Рентгеновский компьютерный томограф и твердотельный датчик излучения, патент Японии, заявка N 2-145946, мки G 01 N 23/04, A 61 B 6/03, G 01 T 1/20, H 01 L 31/09, опубликованная 05.06.90 г. 11. X-ray computed tomography and solid state radiation sensor, Japan patent, application N 2-145946, MCI G 01 N 23/04, A 61 B 6/03, G 01 T 1/20, H 01 L 31/09, published 05.06 .90 g.

12. Способ и устройство для улучшения качества радиационных изображений, патент ФРГ, заявка N 3705605, мки G 01 N 23/04, G 03 B 42/02, H 05 G 1/66, H 01 J 35/06, H 04 N 7/18, H 05 G 1/64, H 04 N 5/32. 12. Method and device for improving the quality of radiation images, German patent, application N 3705605, MCI G 01 N 23/04, G 03 B 42/02, H 05 G 1/66, H 01 J 35/06, H 04 N 7/18, H 05 G 1/64, H 04 N 5/32.

13. Вычислительный томограф, патент СССР N 1702771, мки G 01 N 23/08, A 61 B 6/03, 1990 г. 13. Computed tomograph, USSR patent N 1702771, mark G 01 N 23/08, A 61 B 6/03, 1990

14. Стоматологический рентгенодиагностический аппарат для получения панорамных послойных снимков челюсти пациента, Европатент, заявка N 0279294, мки A 61 B 6/14, 6/03, G 01 T 1/00, опубликованная 24.08.88 г. 14. Dental X-ray diagnostic apparatus for obtaining panoramic layered images of the jaw of a patient, Europatent, application N 0279294, mark A 61 B 6/14, 6/03, G 01 T 1/00, published on 08.24.88.

Claims (12)

1. Вычислительный томограф, содержащий источник рентгеновского излучения с регулируемым коллиматором, кинематически связанный с блоком детектирования, с возможностью перемещения их относительно исследуемого объекта, блок обработки информации, включающий аналого-цифровой преобразователь, элементы управления временными режимами и электронно-вычислительную машину с телевизионным монитором, при этом блок детектирования содержит узел сцинтиллятора и узел матричного фотодетектора, соединенный с аналого-цифровым преобразователем, отличающийся тем, что блок детектирования дополнительно снабжен узлом проецирования, размещенным вдоль оптической оси между узлом сцинтиллятора и узлом матричного фотодетектора, выполненным в виде панкратического объектива, плоскость предметов которого размещена внутри сцинтиллятора, а плоскость изображений сопряжена с входной плоскостью узла матричного фотодетектора, при этом выходная плоскость узла сцинтиллятора и входная плоскость узла матричного фотодетектора снабжены просветляющем покрытием, а блок обработки информации дополнительно снабжен буферным запоминающим устройством, соединенным с аналого-цифровым преобразователем, программируемым цифровым коммутатором, цифровым сумматором, многоканальным блоком видеопамяти и реконструкционным вычислителем, при этом информационный вход программируемого цифрового коммутатора соединен с выходом буферного запоминающего устройства, управляющий вход с шиной электронно-вычислительной машинны, а его выход с цифровым сумматором, выход которого соединен с шиной электронно-вычислительной машины, реконструкционный вычислитель с входом, соединенным с выходом программируемого цифрового коммутатора, соединен через многоканальный блок видеопамяти, количество каналов которого равно количеству строк матричного фотодетектора, с шиной электронно-вычислительной машины, элементы управления временными режимами выполнены в виде блока управления и задания временных циклов, вход которого соединен с шиной электронно-вычислительной машины, а выход с управляющим входом узла матричного фотодетектора. 1. Computing tomograph containing an x-ray source with an adjustable collimator, kinematically connected with the detection unit, with the possibility of moving them relative to the object being studied, an information processing unit including an analog-to-digital converter, time-mode control elements and an electronic computer with a television monitor, wherein the detection unit comprises a scintillator assembly and a matrix photodetector assembly connected to an analog-to-digital converter, characterized in that the detection unit is additionally equipped with a projection unit located along the optical axis between the scintillator unit and the matrix photodetector assembly made in the form of a pancratic lens, the plane of objects of which is located inside the scintillator, and the image plane is conjugated with the input plane of the matrix photodetector assembly, while the output the plane of the scintillator assembly and the input plane of the matrix photodetector assembly are provided with an antireflection coating, and the information processing unit will complement It is fully equipped with a buffer memory connected to an analog-to-digital converter, a programmable digital switch, a digital adder, a multi-channel video memory unit and a reconstruction computer, while the information input of the programmable digital switch is connected to the output of the buffer memory, the control input is from the computer bus, and its output with a digital adder, the output of which is connected to the bus of the electronic computer, reconstruction reconstruction a line with an input connected to the output of a programmable digital switch is connected via a multi-channel video memory block, the number of channels of which is equal to the number of rows of a matrix photodetector, with a bus of an electronic computer, time mode control elements are made in the form of a control unit and set time cycles, the input of which is connected with the bus of the electronic computer, and the output with the control input of the matrix photodetector assembly. 2. Томограф по п.1, отличающийся тем, что толщина просветляющих покрытий сцинтиллятора и матричного фотодетектора равна половине эффективной длины волны оптического диапазона энергии, излучаемой сцинтиллятором. 2. The tomograph according to claim 1, characterized in that the thickness of the antireflection coatings of the scintillator and the matrix photodetector is equal to half the effective wavelength of the optical range of the energy emitted by the scintillator. 3. Томограф по п.1, отличающийся тем, что вдоль хода оптического луча, между сцинтиллятором и панкратическим объективом установлено зеркало, под углом к плоскости выхода сцинтиллятора. 3. The tomograph according to claim 1, characterized in that along the course of the optical beam, between the scintillator and the pan-optical lens, a mirror is installed at an angle to the exit plane of the scintillator. 4. Томограф по п.1, отличающийся тем, что сцинтиллятор выполнен монокристаллическим. 4. The tomograph according to claim 1, characterized in that the scintillator is made single-crystal. 5. Томограф по п.1, отличающийся тем, что входная плоскость по ходу луча монокристаллического сцинтиллятора имеет зеркальное покрытие. 5. The tomograph according to claim 1, characterized in that the input plane along the beam of the single crystal scintillator has a mirror coating. 6. Томограф по п.1, отличающийся тем, что управляющий вход привода регулятора фокусного расстояния панкратического объектива соединен с управляющим выходом блока управления приводом регулятора фокусного расстояния панкратического объектива, управляющей вход которого подключен к шине электронно-вычислительной машины. 6. The tomograph according to claim 1, characterized in that the control input of the drive of the focal length regulator of the pan-optical lens is connected to the control output of the control unit of the drive of the regulator of the focal length of the pan-optical lens, the control input of which is connected to the bus of the computer. 7. Томограф по п. 1, отличающийся тем, что управляющий вход привода пластин коллиматора соединен с управляющем выходом блока управления приводом пластин коллиматора, вход которого подключен к шине электронно-вычислительной машины. 7. The tomograph according to claim 1, characterized in that the control input of the collimator plate drive is connected to the control output of the collimator plate drive control unit, the input of which is connected to the bus of the electronic computer. 8. Томограф, содержащей источник рентгеновского излучения с регулируемым коллиматором, кинематически связанный с блоком детектирования с возможностью перемещения их относительно исследуемого объекта, блок обработки информации, включающий аналого-цифровой преобразователь, элементы управления временными режимами и электронно-вычислительную машину с телевизионным монитором, при этом блок детектирования содержит узел сцинтиллятора и узел матричного фотодетектора, соединенный с аналого-цифровым преобразователем, отличающийся тем, что блок детектирования дополнительно снабжен узлом проецирования, размещенным вдоль оптической оси между узлом сцинтиллятора и узлом матричного фотодетектора, и выполненным в виде нескольких панкратических объективов, плоскости предметов которых проходят внутри сцинтиллятора, с частичным перекрытием, плоскость изображений сопряжена с входной плоскостью узла матричного фотодетектора, при этом выходная плоскость сцинтиллятора и входная плоскость матричного фотодетектора снабжены просветляющими покрытиями, а блок обработки информации дополнительно снабжен буферным запоминающем устройством, соединенным с аналого-цифровым преобразователем, программируемым цифровым коммутатором, цифровым сумматором, многоканальным блоком видеопамяти и реконструкционным вычислителем, выполненным многоканальным, при этом вход его соединен с выходом буферного запоминающего устройства, а число каналов равно количеству строк матричного фотодетектора, информационный вход программируемого цифрового коммутатора соединен с выходом буферного запоминающего устройства, управляющий вход с шиной электронно-вычислительной машины, а его выход с цифровым сумматором, выход которого соединен с шиной электронно-вычислительной машины, реконструкционный вычислитель соединен через многоканальный блок видеопамяти, количество каналов которого равно количеству строк матричного фотодетектора, с входом шины электронно-вычислительной машины, а элементы управления временными режимами выполнены в виде блока управления и задания временных циклов, вход которого соединен с шиной электронно-вычислительной машины, а выход с управляющем входом узла матричного фотодетектора. 8. A tomograph containing an x-ray source with an adjustable collimator, kinematically connected with a detecting unit with the possibility of moving them relative to the object being studied, an information processing unit including an analog-to-digital converter, time-mode control elements and an electronic computer with a television monitor, the detecting unit comprises a scintillator assembly and a matrix photodetector assembly connected to an analog-to-digital converter, characterized in that the detection unit is additionally equipped with a projection unit located along the optical axis between the scintillator assembly and the matrix photodetector assembly, and made in the form of several pan-objective lenses, whose plane of objects pass inside the scintillator, with partial overlap, the image plane is conjugated to the input plane of the matrix photodetector assembly, while the output plane of the scintillator and the input plane of the matrix photodetector are provided with antireflection coatings, and the information processing unit and is additionally equipped with a buffer memory connected to an analog-to-digital converter, a programmable digital switch, a digital adder, a multi-channel video memory unit and a reconstruction calculator made multi-channel, while its input is connected to the output of the buffer memory, and the number of channels is equal to the number of lines of the matrix photodetector , the information input of the programmable digital switch is connected to the output of the buffer storage device controlling the input with the bus of the electronic computer, and its output with a digital adder, the output of which is connected to the bus of the electronic computer, the reconstruction computer is connected via a multi-channel video memory unit, the number of channels of which is equal to the number of lines of the matrix photodetector, with the input of the bus of the electronic computer, and time-mode control elements are made in the form of a control unit and setting time cycles, the input of which is connected to the bus of the electronic computer, and the output from the control the input node of the matrix photodetector. 9. Томограф по п. 8, отличающийся тем, что сцинтиллятор выполнен монокристаллическим. 9. The tomograph according to claim 8, characterized in that the scintillator is single-crystal. 10. Томограф по п. 9, отличающийся тем, что монокристаллический сцинтиллятор выполнен составным. 10. The tomograph according to claim 9, characterized in that the single crystal scintillator is made integral. 11. Томограф по п. 8, отличающийся тем, что узел матричного фотодетектора содержит несколько матричных фотодетекторов. 11. The tomograph according to claim 8, characterized in that the node of the matrix photodetector contains several matrix photodetectors. 12. Томограф по п. 8, отличающийся тем, что управляющий вход привода пластин коллиматора соединен с управляющем выходом блока управления приводом пластин коллиматора, вход которого подключен к шине электронно-вычислительной машины. 12. The tomograph according to claim 8, characterized in that the control input of the collimator plate drive is connected to the control output of the collimator plate drive control unit, the input of which is connected to the bus of the electronic computer.
RU93032495A 1993-06-22 1993-06-22 Computer-based tomograph RU2071725C1 (en)

Priority Applications (1)

Application Number Priority Date Filing Date Title
RU93032495A RU2071725C1 (en) 1993-06-22 1993-06-22 Computer-based tomograph

Applications Claiming Priority (1)

Application Number Priority Date Filing Date Title
RU93032495A RU2071725C1 (en) 1993-06-22 1993-06-22 Computer-based tomograph

Publications (2)

Publication Number Publication Date
RU93032495A RU93032495A (en) 1996-02-10
RU2071725C1 true RU2071725C1 (en) 1997-01-20

Family

ID=20143699

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
RU93032495A RU2071725C1 (en) 1993-06-22 1993-06-22 Computer-based tomograph

Country Status (1)

Country Link
RU (1) RU2071725C1 (en)

Cited By (7)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
RU2505800C2 (en) * 2012-05-10 2014-01-27 Федеральное государственное бюджетное образовательное учреждение высшего профессионального образования "Национальный исследовательский Томский государственный университет" (ТГУ) Method for x-ray tomography and apparatus for realising said method
RU2510048C1 (en) * 2010-01-29 2014-03-20 Кэнон Кабусики Кайся X-ray imaging device and x-ray imaging method
RU2568635C2 (en) * 2007-12-18 2015-11-20 Конинклейке Филипс Электроникс, Н.В. Feature-based recording of two-/three-dimensional images
RU2606561C2 (en) * 2011-01-27 2017-01-10 Конинклейке Филипс Электроникс Н.В. Truncation compensation for iterative reconstruction in computed tomography (ct) with conical beam in combined spect/ct systems
RU189440U1 (en) * 2019-01-10 2019-05-22 Публичное акционерное общество "Межрегиональная распределительная сетевая компания Юга" (ПАО "МРСК Юга") MOBILE DEVICE OF X-RAY CONTROL OF HIGH-VOLTAGE SWITCHES
WO2020161581A1 (en) * 2019-02-04 2020-08-13 Microtec S.R.L. Tunnel computerised tomographic scanner and method for acquiring images from a scintillator of a tunnel computerised tomography scanner
RU2745304C1 (en) * 2020-10-14 2021-03-23 Федеральное государственное автономное образовательное учреждение высшего образования «Национальный исследовательский Томский государственный университет» X-ray tomography method and device for its implementation

Non-Patent Citations (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Title
Заявка ЕПВ N 0279294, кл. А 61 В 6/14, 1986. *

Cited By (9)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
RU2568635C2 (en) * 2007-12-18 2015-11-20 Конинклейке Филипс Электроникс, Н.В. Feature-based recording of two-/three-dimensional images
RU2510048C1 (en) * 2010-01-29 2014-03-20 Кэнон Кабусики Кайся X-ray imaging device and x-ray imaging method
RU2606561C2 (en) * 2011-01-27 2017-01-10 Конинклейке Филипс Электроникс Н.В. Truncation compensation for iterative reconstruction in computed tomography (ct) with conical beam in combined spect/ct systems
RU2505800C2 (en) * 2012-05-10 2014-01-27 Федеральное государственное бюджетное образовательное учреждение высшего профессионального образования "Национальный исследовательский Томский государственный университет" (ТГУ) Method for x-ray tomography and apparatus for realising said method
RU189440U1 (en) * 2019-01-10 2019-05-22 Публичное акционерное общество "Межрегиональная распределительная сетевая компания Юга" (ПАО "МРСК Юга") MOBILE DEVICE OF X-RAY CONTROL OF HIGH-VOLTAGE SWITCHES
RU189440U9 (en) * 2019-01-10 2019-08-14 Публичное акционерное общество "Межрегиональная распределительная сетевая компания Юга" (ПАО "МРСК Юга") MOBILE X-RAY CONTROL DEVICE FOR HIGH VOLTAGE CIRCUIT BREAKERS
WO2020161581A1 (en) * 2019-02-04 2020-08-13 Microtec S.R.L. Tunnel computerised tomographic scanner and method for acquiring images from a scintillator of a tunnel computerised tomography scanner
US11226296B2 (en) 2019-02-04 2022-01-18 Microtec S.R.L. Tunnel computerised tomographic scanner and method for acquiring images from a scintillator of a tunnel computerised tomography scanner
RU2745304C1 (en) * 2020-10-14 2021-03-23 Федеральное государственное автономное образовательное учреждение высшего образования «Национальный исследовательский Томский государственный университет» X-ray tomography method and device for its implementation

Similar Documents

Publication Publication Date Title
US5335255A (en) X-ray scanner with a source emitting plurality of fan beams
US6396898B1 (en) Radiation detector and x-ray CT apparatus
US4472822A (en) X-Ray computed tomography using flying spot mechanical scanning mechanism
JP3197559B2 (en) Computer X-ray tomography apparatus using image enhanced detector
US4477922A (en) Tomographic x-ray apparatus for the production of transverse layer images
JP3197560B2 (en) Method for improving the dynamic range of an imaging device
JP2825450B2 (en) CT scanner
US4031395A (en) Radiography
US4433427A (en) Method and apparatus for examining a body by means of penetrating radiation such as X-rays
EP0051350B1 (en) Shadowgraphic slit scanner
JP2001242253A (en) Radiation detector and x-ray ct device
JP2002022678A (en) X-ray measuring instrument
JPS6122841A (en) Imaging method and apparatus
JPH04300528A (en) Simultaneous collection non-destructive inspector and processing method of radiation photo-graphy projection data and tomographic section data
US5680427A (en) Normalization of tomographic image data
KR890000632B1 (en) Radio photographing apparatus
US5289008A (en) Method and apparatus for enhanced single photon computed tomography
RU2071725C1 (en) Computer-based tomograph
EP0200939B1 (en) Emission computed tomography apparatus
JPH06237927A (en) Radiographic device
RU93032495A (en) COMPUTATIONAL TOMOGRAPH
GB2076250A (en) Mechanical X-ray scanning
EP0049464B1 (en) Apparatus for collecting x-ray absorption data in a computerized tomographic apparatus
GB2274964A (en) Computed tomography
GB2061055A (en) Imaging system