RU2267992C1 - Medical diagnostics device - Google Patents
Medical diagnostics device Download PDFInfo
- Publication number
- RU2267992C1 RU2267992C1 RU2004123037/14A RU2004123037A RU2267992C1 RU 2267992 C1 RU2267992 C1 RU 2267992C1 RU 2004123037/14 A RU2004123037/14 A RU 2004123037/14A RU 2004123037 A RU2004123037 A RU 2004123037A RU 2267992 C1 RU2267992 C1 RU 2267992C1
- Authority
- RU
- Russia
- Prior art keywords
- radiation
- detector
- output
- counter
- shaper
- Prior art date
Links
Images
Landscapes
- Apparatus For Radiation Diagnosis (AREA)
- Measurement Of Radiation (AREA)
Abstract
Description
Предлагаемое изобретение относится к области биологии и медицины и может быть использовано для диагностики заболеваний внутренних органов.The present invention relates to the field of biology and medicine and can be used to diagnose diseases of internal organs.
Известны устройства для медицинской диагностики [1, 2], содержащие источник рентгеновского излучения, на пути распространения которого расположены диагностируемый объект и сцинтиллятор и ПЗС-матрица, позволяющая преобразовать полученное зарядовое изображение в электрические сигналы, далее в цифровой вид и осуществить визуализацию рентгеновского снимка. Недостатками известных способов и устройств является высокая дозовая нагрузка на пациента.Known devices for medical diagnostics [1, 2], containing a source of x-ray radiation, along the propagation path of which are the diagnosed object and a scintillator and a CCD matrix, which allows you to convert the resulting charge image into electrical signals, then into a digital form and visualize the x-ray image. The disadvantages of the known methods and devices is the high dose load on the patient.
Наиболее близким техническим решением является устройство [3] для медицинской диагностики, содержащее формирователь узкого прерывистого пучка излучения с линейной разверткой пучка в направлении, ортогональном направлению распространения излучения, расположенный на пути излучения после диагностируемого объекта детектор излучения, привод перемещения формирователя и детектора относительно диагностируемого объекта, связанный механически с формирователем и детектором и электрически - с блоком синхронизации, соединенным с формирователем пучка излучения, задающий генератор, выход которого соединен со входом блока синхронизации, процессор, информационные входы которого соединены с выходами АЦП, монитор. В устройстве [3] прерывание пучка излучения достигнуто введением непрозрачного обтюратора с щелями заданной формы. В качестве детектора излучений в устройстве [3] использована матрица приборов с зарядовой связью.The closest technical solution is a device [3] for medical diagnostics, comprising a shaper of a narrow intermittent radiation beam with a linear sweep of the beam in a direction orthogonal to the direction of radiation propagation, a radiation detector located on the radiation path after the diagnosed object, a shaper and detector movement drive relative to the diagnosed object, mechanically connected to the driver and detector and electrically to a synchronization unit connected to the driver em radiation beam, a master oscillator, whose output is connected to the input sync block, the processor, whose data inputs are connected to outputs of the ADC monitor. In the device [3] the interruption of the radiation beam is achieved by introducing an opaque sealer with slots of a given shape. As a radiation detector in the device [3], a matrix of charge-coupled devices was used.
Первым недостатком устройства [3] является ограничение возможности снижения дозовой нагрузки на пациента - диагностируемый объект, связанное с необходимостью многоступенчатого преобразования энергии излучения в измеряемый электрический сигнал. Каждая ступень преобразования (рентгеновское излучение - в световое, световое - в электрические заряды, перемещение их регистрами сдвига внутри матрицы) сопровождается потерями энергии. Эти потери существенно ограничивают возможность снижения интенсивности сканирующего пучка. Непосредственное преобразование энергии рентгеновского излучения в ПЗС-матрице малоэффективно из-за малой величины поглощения рентгеновских квантов, что определяется малой толщиной чувствительного слоя, что, в свою очередь, продиктовано технологическими факторами. Вторым крупным недостатком технического решения [3], использующего в качестве формирователя изображения ПЗС-матрицу, является сложность выполнения операции считывания и сложность выполнения блока считывания. Считывание информации с ПЗС-матрицы требует значительного количества оборудования: специальные регистры, перемещающие заряды к выходному узлу ПЗС-матрицы, и сложную систему синхронизации сканирования, считывания и определения пространственного положения, т.е. координат считанного с ПЗС-матрицы пикселя, соответствующего сканируемой части диагностируемого объекта.The first disadvantage of the device [3] is the limitation of the possibility of reducing the dose load on the patient - the diagnosed object, associated with the need for multi-stage conversion of radiation energy into a measured electrical signal. Each stage of conversion (x-ray radiation into light, light into electrical charges, their movement by shift registers inside the matrix) is accompanied by energy losses. These losses significantly limit the possibility of reducing the intensity of the scanning beam. Direct conversion of X-ray energy in a CCD matrix is inefficient due to the small absorption of X-ray quanta, which is determined by the small thickness of the sensitive layer, which, in turn, is dictated by technological factors. The second major drawback of the technical solution [3], which uses a CCD matrix as the imaging device, is the complexity of the read operation and the complexity of the read block. Reading information from a CCD matrix requires a significant amount of equipment: special registers moving charges to the output node of the CCD matrix, and a complex system for synchronizing scanning, reading and determining the spatial position, i.e. coordinates of the pixel read from the CCD matrix corresponding to the scanned part of the diagnosed object.
Более высокая эффективность преобразования рентгеновского излучения в электрический сигнал обеспечивается полупроводниковыми детекторами рентгеновского излучения - специальными p-i-n диодами с относительно большой толщиной чувствительного слоя, в котором поглощается большая часть рентгеновских квантов. Еще более высокая эффективность преобразования обеспечивается многослойным детектором, в котором несколько параллельно соединенных p-i-n диодов располагаются друг за другом по направлению распространения рентгеновского излучения.The higher efficiency of converting X-ray radiation into an electrical signal is provided by semiconductor X-ray detectors — special p-i-n diodes with a relatively large thickness of the sensitive layer in which most of the X-ray quanta are absorbed. An even higher conversion efficiency is provided by a multilayer detector, in which several parallel-connected p-i-n diodes are arranged one after another in the direction of X-ray propagation.
Однако, если выполнить формирователь сигналов изображения с разрешающей способностью, аналогичной разрешающей способности ПЗС-матрицы (порядка 106 элементов), из отдельных диодов, то процедура считывания и обработки сигналов станет практически нереализуемой. В этом случае потребуется 106 отдельных каналов, включающих 106 АЦП, либо большое число скоростных коммутаторов с числом входов порядка 106.However, if you execute the image signal generator with a resolution similar to the resolution of the CCD matrix (about 10 6 elements) from separate diodes, then the procedure for reading and processing signals will become practically unrealizable. In this case, you will need 10 6 separate channels, including 10 6 ADCs, or a large number of high-speed switches with the number of inputs on the order of 10 6 .
Техническим результатом предлагаемого устройства является снижение дозовой нагрузки на пациента и повышение быстродействия при считывании информации.The technical result of the proposed device is to reduce the dose to the patient and increase speed when reading information.
Технический результат в устройстве для медицинской диагностики, содержащем формирователь узкого прерывистого пучка излучения с линейной разверткой пучка в направлении, ортогональном направлению распространения излучения, расположенный на пути излучения после диагностируемого объекта, детектор излучения, привод перемещения формирователя и детектора относительно диагностируемого объекта, связанный механически - с формирователем и детектором и электрически - с блоком синхронизации, соединенным с формирователем пучка излучения, задающий генератор, выход которого соединен со входом блока синхронизации, процессор, первая группа информационных входов которого соединена с выходами АЦП, достигается тем, что в устройстве детектор излучения выполнен в виде М расположенных друг за другом по направлению распространения излучения идентичных слоев, причем каждый из слоев выполнен в виде N изолированных друг от друга параллельных линеек, каждая из которых состоит из К параллельно соединенных, обратно смещенных и расположенных в одну линию по направлению развертки пучка, p-i-n диодов, при этом все М расположенные послойно друг за другом линейки с совпадающими порядковыми номерами соединены между собой и соединены с информационными входами АЦП, а введенный счетчик импульсов счетным входом соединен с выходом задающего генератора, управляющим - с выходом формирователя пучка излучения с разверткой, выход счетчика импульсов соединен со вторым информационным входом процессора, тактовый выход счетчика - с управляющими входами АЦП.The technical result in a device for medical diagnostics, containing a shaper of a narrow intermittent radiation beam with a linear sweep of the beam in a direction orthogonal to the direction of radiation propagation, located on the radiation path after the diagnosed object, a radiation detector, a drive of the shaper and detector relative to the diagnosed object, mechanically coupled to shaper and detector and electrically - with a synchronization unit connected to the shaper of the radiation beam, the generating generator, the output of which is connected to the input of the synchronization unit, the processor, the first group of information inputs of which are connected to the outputs of the ADC, is achieved by the fact that the radiation detector in the device is made in the form of identical layers located one after another in the direction of radiation propagation, each layer made in the form of N parallel rulers isolated from each other, each of which consists of K parallel connected, reverse biased and located in one line in the direction of the beam sweep, pin d Odes, in this case, all M linearly arranged one after another rulers with matching serial numbers are interconnected and connected to the ADC information inputs, and the input pulse counter is connected to the output of the master oscillator by a counting input, which controls the output of the radiation beam former with a sweep, the counter output pulses connected to the second information input of the processor, the clock output of the counter - with the control inputs of the ADC.
Существо изобретения заключается в использовании детектора излучения, обладающего высокой эффективностью преобразования энергии рентгеновского излучения в электрический сигнал. Кроме того, именно предлагаемая конструкция детектора позволяет использовать счетчик, обеспечивающий простое определение пространственного положения считанного элемента изображения (пикселя) и его соответствия определенной области (зоне) диагностируемого объекта. Это позволяет существенно увеличить скорость считывания, т.е. повысить быстродействие, являющееся важнейшим показателем устройства, например, при диагностировании детей, обеспечить неподвижность которых во время процедуры диагностирования затруднительно. Следующим важным фактором является многослойное расположение диодов, что обеспечивает повышение чувствительности детектора и расширение диапазона регистрации по яркости.The invention consists in the use of a radiation detector having a high efficiency of converting x-ray energy into an electrical signal. In addition, it is the proposed detector design that allows the use of a counter that provides a simple determination of the spatial position of a read image element (pixel) and its correspondence to a specific area (zone) of the diagnosed object. This allows you to significantly increase the reading speed, i.e. to increase the speed, which is the most important indicator of the device, for example, when diagnosing children, which are immobilized during the diagnosis procedure is difficult. The next important factor is the multilayer arrangement of the diodes, which provides an increase in the sensitivity of the detector and an extension of the recording range in brightness.
Предлагаемое устройство схематично представлено на фиг. 1, на фиг. 2 представлены схематично многосекционный детектор излучения и его фрагменты, на фиг. 3 представлены временные диаграммы, поясняющие работу устройства.The proposed device is shown schematically in FIG. 1, in FIG. 2 shows schematically a multi-section radiation detector and its fragments, FIG. 3 is a timing chart explaining the operation of the device.
Устройство на фиг. 1 содержит формирователь 1 узкого прерывистого пучка излучения с разверткой, детектор 2 излучения, выполненный в виде N изолированных друг от друга линеек, блок синхронизации 3, привод 4, задающий генератор 5, счетчик 6, АЦП 7, процессор 8, монитор 9.The device of FIG. 1 contains a shaper 1 of a narrow intermittent radiation beam with a scan, a
Детектор 2 выполнен в виде М расположенных друг за другом по направлению распространения пучка излучения слоев 10, причем каждый из слоев выполнен в виде N изолированных друг от друга линеек 11, каждая из которых состоит из К параллельно соединенных и обратно смещенных p-i-n диодов 12. Выбор именно p-i-n диодов (а не р-n) связан с лучшим соотношением объема чувствительной области к объему диода в целом, характерным для p-i-n диода, что и обеспечивает лучшую эффективность преобразования энергии рентгеновского излучения в электрический аналог. Для снижения шумов детектора при подаче запирающего рабочего напряжения и уменьшения взаимосвязи между диодами необходимо создать охранные кольца вокруг каждого диода или сформировать канавки вокруг p-i-n диодов с глубиной, превышающей глубину залегания р-n перехода. Причем целесообразно использовать канавки для изоляции линеек друг от друга, а для уменьшения междиодной связи в составе одной линейки - для обеспечения дискретизации снимаемого сигнала между соседними диодами при сохранении непрерывности сбора - канавку с перемычкой.The
При энергии рентгеновского излучения менее 100 кэВ полное поглощение в кремнии происходит на глубине 1 мм (т.е. с учетом электрофизических параметров применяемого кремния толщина диода с полным сбором носителей заряда при безопасном напряжении составляет 0,2 мм). Таким образом, оптимальное количество диодных слоев М=5.At an X-ray energy of less than 100 keV, complete absorption in silicon occurs at a depth of 1 mm (i.e., taking into account the electrophysical parameters of the silicon used, the thickness of the diode with the complete collection of charge carriers at a safe voltage is 0.2 mm). Thus, the optimal number of diode layers is M = 5.
Оптимальное число диодов К=1024 зависит от возможностей технологии и размеров исследуемого объекта. По мере совершенствования технологии изготовления детектора оптимальная величина К будет расти, обеспечивая повышение разрешающей способности устройства.The optimal number of diodes K = 1024 depends on the capabilities of the technology and the size of the investigated object. As the manufacturing technology of the detector improves, the optimal value of K will increase, providing an increase in the resolution of the device.
Детектор 2 установлен таким образом, что направление линеек совпадает с направлением перемещения узкого пучка излучения в процессе развертки.The
Формирователь 1 узкого прерывистого пучка излучения с разверткой имеет электрический управляющий вход, соединенный с выходом блока синхронизации, и два электрических выхода.Shaper 1 narrow intermittent radiation beam with a scan has an electrical control input connected to the output of the synchronization unit, and two electrical outputs.
Блок синхронизации 3 связан магистральными взаимными связями с формирователем излучения 1 и приводом 4 и работает от задающего генератора 5. Блок синхронизации 3 реализован по известным техническим решениям с использованием методов формальной логики (триггеров, регистров, элементов И, ИЛИ, НЕ, НЕТ и т.д.). Необходимо отметить, что комбинация блоков 3, 5, 6 предлагаемого устройства по конструктивному исполнению и функциям отличается от совокупности блоков синхронизации и управления считыванием прототипа, что связано с использованием нового детектора.Synchronization block 3 is connected by trunk interconnections with radiation shaper 1 and drive 4 and runs from the master oscillator 5. Synchronization block 3 is implemented according to well-known technical solutions using formal logic methods (triggers, registers, AND, OR, NOT, NO, etc.) d.). It should be noted that the combination of
На фиг.3а показаны выходные сигналы задающего генератора 5, на фиг.3б схематично показаны диаграммы, характеризующие развертку пучка излучения в направлении «Y», ортогональном направлению распространения излучения «Z» и направлению «X» перемещения формирователя и детектора излучения относительно диагностируемого объекта. На фиг.3в показаны сигналы, поступающие с формирователя 1 на управляющий вход счетчика 6. На фиг.3г представлены выходные сигналы с одной из линеек детектора излучения (изменение сигнала в пределах одного периода развертки), характеризующие распределение плотности диагностируемого объекта в направлении развертки луча. На фиг.3д условно показаны сигналы, поступающие с тактового выхода счетчика 6 на управляющие входы АЦП 7. Частота следования этих сигналов задается тактовым генератором 5 и выбирается таким образом, чтобы число импульсов за время прямого хода развертки луча tp соответствовала числу p-i-n диодов К в каждой линейке диодов. Режимы работы формирователя 1, привода 4, блока синхронизации 3 и счетчика 6 подобраны таким образом, что за время одной развертки луча сканируется область диагностируемого объекта, соответствующая площади детектора. Детектор является позиционно-чувствительным, причем каждому диоду 12 соответствует определенный элемент диагностируемого объекта. После окончания прямого хода луча от формирователя 1, привод 4 обеспечивает изменение положения детектора относительно диагностируемого объекта, что фиксируется счетчиком 6 и, следовательно, процессором, т.к. управляющий вход счетчика 6 соединен с выходом формирователя 1.On figa shows the output signals of the master oscillator 5, on figb schematically shows diagrams characterizing the sweep of the radiation beam in the direction "Y", orthogonal to the direction of propagation of radiation "Z" and direction "X" of the shaper and radiation detector relative to the diagnosed object. Figure 3c shows the signals coming from the shaper 1 to the control input of the
Устройство работает следующим образом.The device operates as follows.
Формирование узкого пучка, его прерывание и развертка осуществляется так же, как и в прототипе.The formation of a narrow beam, its interruption and scanning is carried out in the same way as in the prototype.
При сканировании рентгеновским пучком диагностируемого объекта одной разверткой в каждый момент времени происходит проецирование изображения каждого элемента сканируемой области диагностируемого объекта на соответствующий p-i-n диод 12 (от 1-ого до К-того) в каждой линейке 11 диодов (от 1-ой до N-ой). Диоды 12 в каждой линейке соединены параллельно, но во времени облучаются последовательно по ходу развертки луча. На выходе соответствующей линейки 11 детектора возникает электрический сигнал, пропорциональный интенсивности пучка излучения, попадающего на облучаемый в данный момент времени p-i-n диод 12 (фиг.3г). Поскольку число импульсов с тактового выхода счетчика 6 за время прямого хода развертки луча соответствует числу диодов в линейке, то показания тактового выхода счетчика 6 соответствует номеру диода (координата Y) в линейке 11 детектора 2, с которого в данный момент времени считывается информация в АЦП 7 и после аналого-цифрового преобразования поступает в процессор 8. Как видно из блок-схемы и временных диаграмм, считывание с диодов 12 с одноименными номерами со всех линеек 11 по ходу развертки луча производится одновременно.When an x-ray scan of the diagnosed object with one scan at each time moment, the image of each element of the scanned area of the diagnosed object is projected onto the corresponding pin diode 12 (from the 1st to the Kth) in each line of 11 diodes (from the 1st to the Nth )
Поскольку использован АЦП 7 с числом каналов N, соответствующим числу линеек N детектора 2, в процессоре 8 имеется информация о номере линейки (координата X). По мере перемещения формирователя пучка излучения 1 и детектора 2 относительно диагностируемого объекта координата Х увеличивается на величину шага перемещения, задаваемого приводом. 4. Номер координаты привода со второго выхода счетчика 6 поступает на процессор 8. Таким образом, в процессоре 8 имеется информация о координатах Х и У считываемой с диодов 12 информации. Как уже отмечалось ранее, сигнал, пропорциональный поглощению элементом диагностируемой области и выделяемый на каждом диоде 12 (яркостная отметка Z), после аналого-цифрового преобразования также поступает в процессор 8.Since an ADC 7 is used with the number of channels N corresponding to the number of bars N of
Процессор 8 обрабатывает по заданной программе полученную информацию с учетом расстояния между детекторами, между линейками детектора и воспроизводит ее на мониторе 9 в виде рентгенограммы.The processor 8 processes the received information according to a given program taking into account the distance between the detectors, between the detector lines and reproduces it on the monitor 9 in the form of an x-ray.
Как отмечалось ранее, детектор излучения выполнен в виде М расположенных друг за другом по направлению распространения излучения идентичных слоев, при этом все М расположенные послойно друг за другом линейки с совпадающими порядковыми номерами соединены между собой. Это означает, что рентгеновское излучение, проецируемое диагностируемой областью, может поглощаться в следующих слоях детектора, откликаясь электрическим сигналом. Электрические сигналы с диодов одноименных линеек всех слоев суммируются, формируя яркостную отметку Z, характеризующую плотность каждого элемента диагностируемого объекта. Благодаря многослойной структуре детектора дополнительно повышается эффективность преобразования рентгеновского излучения в электрический сигнал.As noted earlier, the radiation detector is made in the form of M identical layers located one after another in the direction of radiation propagation, while all M are arranged in layers one after the other with matching serial numbers interconnected. This means that the x-ray projected by the diagnosed area can be absorbed in the next layers of the detector, responding with an electrical signal. Electrical signals from the diodes of the same lines of all layers are summed up, forming a brightness mark Z, characterizing the density of each element of the diagnosed object. Due to the multilayer structure of the detector, the conversion efficiency of X-rays into an electrical signal is further enhanced.
Таким образом, в предлагаемом устройстве благодаря использованию детектора, обладающего высокой эффективностью преобразования энергии рентгеновского излучения в электрический сигнал, уменьшается дозовая нагрузка на пациента. Кроме того, она уменьшается благодаря выполнению детектора из М слоев, в число, равное числу слоев М. Достигается также и второй технический результат предлагаемого устройства: повышение быстродействия считывания информации с детектора, благодаря новому выполнению детектора, примерно, в N раз, т.к. считывание информации с N линеек пространственного детектора излучения осуществляется одновременно. Благодаря новому выполнению детектора обеспечивается простое определение координат считываемого пикселя изображения, соответствующего определенной области диагностируемого объекта.Thus, in the proposed device through the use of a detector having high efficiency converting the energy of x-ray radiation into an electrical signal, the dose load on the patient is reduced. In addition, it decreases due to the implementation of the detector from M layers, to a number equal to the number of layers M. A second technical result of the proposed device is also achieved: improving the speed of reading information from the detector, due to the new implementation of the detector, by about N times, because . reading information from N rulers of a spatial radiation detector is carried out simultaneously. Thanks to the new implementation of the detector, a simple determination of the coordinates of the read image pixel corresponding to a certain area of the diagnosed object is provided.
При соответствующем развитии технологии изготовления детекторов число N может достигать нескольких десятков или сотен, обеспечивая соответствующее повышение быстродействия, однако при этом должно и увеличиваться число каналов АЦП. Оценка оптимальной величины N при современном уровне технологии находится в пределах от 32 до 128.With the appropriate development of the technology for manufacturing detectors, the number N can reach several tens or hundreds, providing a corresponding increase in speed, however, the number of ADC channels should also increase. Estimation of the optimal value of N at the current level of technology is in the range from 32 to 128.
ЛитератураLiterature
1. Пат. США №5604781 от 18.02.1997 г., G 01 N 23/04, А 61 В 006/14.1. Pat. USA No. 5604781 dated 02/18/1997, G 01 N 23/04, A 61 B 006/14.
2. Пат. США №6178229 от 23.01.2001 г., H 05 G 001/28.2. Pat. US No. 6178229 dated 01/23/2001, H 05 G 001/28.
3. Пат. РФ №2172137 от 25.12.1998 г., А 61 В 006/03 "Способ вычислительной томографии и устройство для медицинской диагностики", заявитель НИИ импульсной техники, автор - Жмулев Л.С. (прототип).3. Pat. RF №2172137 dated 12.25.1998, A 61 В 006/03 "Method of Computed Tomography and a Device for Medical Diagnostics", applicant of the Research Institute of Pulse Technology, author - LS Zhmulev (prototype).
Claims (1)
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| RU2004123037/14A RU2267992C1 (en) | 2004-07-27 | 2004-07-27 | Medical diagnostics device |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| RU2004123037/14A RU2267992C1 (en) | 2004-07-27 | 2004-07-27 | Medical diagnostics device |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| RU2267992C1 true RU2267992C1 (en) | 2006-01-20 |
Family
ID=35873373
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| RU2004123037/14A RU2267992C1 (en) | 2004-07-27 | 2004-07-27 | Medical diagnostics device |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| RU (1) | RU2267992C1 (en) |
Cited By (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| RU2445647C2 (en) * | 2006-11-17 | 2012-03-20 | Конинклейке Филипс Электроникс Н.В. | Radiation detector with multiple electrodes on sensitive layer |
Citations (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US6178229B1 (en) * | 1998-11-16 | 2001-01-23 | Shen-Po Ko | Mouth held plate for use in tomograph |
| RU2172137C2 (en) * | 1998-12-25 | 2001-08-20 | Научно-исследовательский институт импульсной техники | Method for computer tomography and device for medical diagnosis |
-
2004
- 2004-07-27 RU RU2004123037/14A patent/RU2267992C1/en not_active IP Right Cessation
Patent Citations (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US6178229B1 (en) * | 1998-11-16 | 2001-01-23 | Shen-Po Ko | Mouth held plate for use in tomograph |
| RU2172137C2 (en) * | 1998-12-25 | 2001-08-20 | Научно-исследовательский институт импульсной техники | Method for computer tomography and device for medical diagnosis |
Non-Patent Citations (1)
| Title |
|---|
| Рентгенотехника. Справочник. 2 изд. М., Машиностроение, 1992, с.291. * |
Cited By (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| RU2445647C2 (en) * | 2006-11-17 | 2012-03-20 | Конинклейке Филипс Электроникс Н.В. | Radiation detector with multiple electrodes on sensitive layer |
Similar Documents
| Publication | Publication Date | Title |
|---|---|---|
| JP7221938B2 (en) | X-ray detection of incident X-ray fringe patterns in phase-contrast and/or dark-field X-ray imaging | |
| Moskal et al. | A novel method for the line-of-response and time-of-flight reconstruction in TOF-PET detectors based on a library of synchronized model signals | |
| US6760404B2 (en) | Radiation detector and X-ray CT apparatus | |
| US6965661B2 (en) | Radiological imaging apparatus and radiological imaging method | |
| CN102608648B (en) | Time of flight measurements in positron emission tomography | |
| EP1627239B1 (en) | A detector module for detecting ionizing radiation | |
| EP0172929A1 (en) | Three dimensional time-of-flight positron emission camera system | |
| NL2010986C2 (en) | Methods and systems for signal communication in gamma ray detectors. | |
| JP2011503550A (en) | Data acquisition for positron emission tomography | |
| KR20210119279A (en) | High Resolution Depth-Encoding PET Detector with Pseudoprismatic Light Guide Array | |
| Peng et al. | Compton PET: a simulation study for a PET module with novel geometry and machine learning for position decoding | |
| KR20080002762A (en) | Scanning-based ionizing radiation detection for tomosincisize | |
| US9435898B2 (en) | Dedicated cardiac PET | |
| JP2025128122A (en) | Extended-field imaging collimator for radiological imaging and methods using radiological imaging - Patent Application 20070122997 | |
| RU2267992C1 (en) | Medical diagnostics device | |
| CN109459783A (en) | PET device, multilayer crystalline PET detector and its electronics read module and method | |
| Hori et al. | Development of an ultrafast X‐ray computed tomography scanner system: Application for measurement of instantaneous void distribution of gas–liquid two‐phase flow | |
| Williams et al. | PET detector using waveshifting optical fibers and microchannel plate PMT with delay line readout | |
| JPH11344568A (en) | Nuclear medicine diagnostic equipment | |
| Cadoux et al. | The 100μPET project: A small-animal PET scanner for ultra-high resolution molecular imaging with monolithic silicon pixel detectors | |
| EP1410069B1 (en) | Data reduction system for nuclear medical imaging | |
| CN106456091A (en) | Imaging device | |
| Torres et al. | Implementation of TOF-PET systems on advanced reconfigurable logic devices | |
| Degenhardt et al. | Impact of intercrystal crosstalk on depth-of-interaction information in PET detectors | |
| JPH11304926A (en) | Nuclear medicine diagnostic equipment |
Legal Events
| Date | Code | Title | Description |
|---|---|---|---|
| PC43 | Official registration of the transfer of the exclusive right without contract for inventions |
Effective date: 20100915 |
|
| MM4A | The patent is invalid due to non-payment of fees |
Effective date: 20110728 |